JP5561876B2 - Embedded sensor processing system - Google Patents

Embedded sensor processing system Download PDF

Info

Publication number
JP5561876B2
JP5561876B2 JP2012096246A JP2012096246A JP5561876B2 JP 5561876 B2 JP5561876 B2 JP 5561876B2 JP 2012096246 A JP2012096246 A JP 2012096246A JP 2012096246 A JP2012096246 A JP 2012096246A JP 5561876 B2 JP5561876 B2 JP 5561876B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
sensor
coil
circuit
according
further
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2012096246A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2012143616A (en
Inventor
ジェフェリー シー レショー
Original Assignee
センセオニクス,インコーポレイテッド
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority to US09/605,706 priority Critical patent/US6400974B1/en
Priority to US09/605,706 priority
Application filed by センセオニクス,インコーポレイテッド filed Critical センセオニクス,インコーポレイテッド
Publication of JP2012143616A publication Critical patent/JP2012143616A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP5561876B2 publication Critical patent/JP5561876B2/en
Application status is Active legal-status Critical
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Detecting, measuring or recording for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • A61B5/0031Implanted circuitry
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using infra-red, visible or ultra-violet light
    • G01N21/62Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64Fluorescence; Phosphorescence
    • G01N21/645Specially adapted constructive features of fluorimeters
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02Operational features
    • A61B2560/0204Operational features of power management
    • A61B2560/0214Operational features of power management of power generation or supply
    • A61B2560/0219Operational features of power management of power generation or supply of externally powered implanted units

Description

本発明は、たとえば人体等の、液体または気体の媒体内における分析物の存在もしくは濃度を検出するための埋め込みセンシング・デバイスの出力を処理する回路ならびに方法に関する。 The present invention is, for example, such as a human body, the presence or a circuit and method for processing the output of the embedded sensing device for detecting the concentration of an analyte in a medium of liquid or gas. より詳細に述べれば、本発明は、蛍光性指示体の蛍光輝度の関数として分析物の濃度を示す埋め込み蛍光センサの出力を処理するための回路ならびに方法に関する。 More particularly, the present invention relates to a circuit and method for processing an output of the embedded fluorescent sensor indicative of the concentration of the analyte as a function of the fluorescence intensity of the fluorescent indicator. この埋め込み蛍光センサは、受動デバイスであり、電源を含んでいない。 The embedded fluorescent sensor is a passive device, it does not include the power. プロセッシング回路が、当該プロセッシング回路によって放出される誘導結合RFエネルギを介してセンサに電力供給する。 Processing circuitry, power supplied to the sensor via the inductive coupling RF energy emitted by the processing circuit. プロセッシング回路は、埋め込みセンサからの情報を、当該プロセッシング回路上における負荷の変動として受け取る。 Processing circuit, the information from the embedded sensor receives as variations in load on the processing circuit.

参照により開示内容をこれに援用している米国特許第5,517,313号は、蛍光性指示体分子包含マトリクス(以下「蛍光性マトリクス」)、ハイ−パス・フィルタ、および光学検出器の積層化アレイを備える蛍光センシング・デバイスについて述べている。 U.S. Patent No. 5,517,313, which with the aid of the disclosure thereto by reference, a fluorescent indicator molecules include matrix (hereinafter "fluorescent matrix"), High - pass filter, and a laminated optical detector It describes fluorescence sensing device comprising a reduction array. このデバイスにおいては、好ましくは発光ダイオード(「LED」)とする光源が少なくとも部分的に指示体物質内に配置され、その結果、光源からの入射光が指示体分子の蛍光発光を生じさせる。 In this device, preferably a light source to a light emitting diode ( "LED") is disposed at least partially indicator substance in, as a result, the incident light from the light source causes a fluorescence emission of the indicator molecules. ハイ−パス・フィルタは、放出された光が光学検出器に到達することを可能にする一方、光源からの散乱入射光をフィルタ・アウトする。 High - pass filter, the emitted light while allowing to reach the optical detector, a scattered incident light from the light source to filter out. 分析物は、蛍光性マトリクスへの浸透が許され、指示体物質の蛍光特性を、そこに存在する分析物の量に比例して変化させる。 Analyte, penetration into the fluorescent matrix is ​​allowed, the fluorescent properties of the indicator substance, is changed in proportion to the amount of analyte present therein. 続いて蛍光発光が光学検出器によって検出されて測定され、それにより注目する環境内に存在する分析物の量もしくは濃度といった測度が提供される。 Then fluorescence is measured is detected by the optical detector, it measures such amount or concentration of analyte present in the environment of interest is provided by.

米国特許第5,517,313号に開示されたタイプのセンサ・デバイスの1つの好適な応用は、皮下、静脈内、あるいはその他による体内へのデバイスの埋め込みであり、任意の所望の時点における分析物の瞬時測定を可能にする。 One preferred application of U.S. Patent sensor device of the type disclosed in No. 5,517,313 includes subcutaneous, intravenous, or other by is the implantation of the device into the body, the analysis at any desired time to enable the instantaneous measurement of the object. たとえば、麻酔下にある患者の血中酸素濃度、あるいは糖尿病患者の血中グルコース濃度を測定することは望ましい。 For example, blood oxygen level of a patient under anesthesia or measuring blood glucose concentration in diabetic patients is desirable.

米国特許第5,517,313号 US Pat. No. 5,517,313 米国特許第5,517,313号 US Pat. No. 5,517,313

獲得した測定情報を使用するためには、それをセンシング・デバイスから回収しなければならない。 To use the acquired measurement information, it must be recovered from the sensing device. 体内に埋め込まれるセンサ・デバイスに係るサイズならびにアクセス可能性上の制限から、センサ・デバイスへのデータ送信回路および/または電源の提供に関連した欠点が存在する。 Size and the restriction on the access possibility according to the sensor device that is implanted in the body, the data transmission circuit and / or power drawbacks associated with providing to the sensor device is present. したがって、この分野においては、体内に埋め込まれる改善されたセンサ・デバイス、および埋め込みセンサ・デバイスからのデータの回収システムに対する要求がある。 Accordingly, in this field, there is a need for a recovery system data from the improved sensor devices and implanted sensor device is implanted in the body.

本発明によれば、センサ・デバイスから情報を回収するための装置が提供され、当該装置は、量的な分析物の測度を獲得するための内部センサ・ユニットであり、前記センサ・ユニットのための電源の一部を構成する第1のコイル、前記第1のコイルに結合される負荷、および前記負荷を修正するためのセンサ回路であってそれによって獲得されたセンサ測度情報に従って前記負荷を修正するためのセンサ回路を含む内部センサ・ユニットと、第2のコイルであってそれが前記第1のコイルからあらかじめ決定済みの近接距離内に配置されているときに前記第1のコイルと相互誘導結合される第2のコイル、前記第2のコイルをドライブして前記第1のコイル内に充電電流を誘導するオシレータ、および前記内部センサ・ユニット内の前記負 According to the present invention, apparatus for recovering the information from the sensor device is provided, the device is an internal sensor unit for obtaining a measure of quantitative analyte, for the sensor unit first coil constituting a part of the power, modifying the load in accordance with the first load coupled to the coil, and sensor measures information obtained thereby a sensor circuit for correcting the load the internal sensor unit including a sensor circuit for, mutual induction with said first coil when a second coil which is arranged in advance already determined in the short distance from the first coil a second coil coupled, the second oscillator coil to drive induces a charging current in said first coil, and the negative of the internal sensor in the unit に対する変化によって誘導される前記第2のコイル上の負荷における変動を検出するため、ならびに前記負荷の変化に対応する情報信号を提供するための検出器を含む外部ユニットと、前記情報信号を受け取り、処理するためのプロセッサを備える。 And an external unit including to detect variations in the load on the second coil induced by the change, and a detector for providing an information signal corresponding to the change of the load on receiving said information signal, a processor for processing.

本発明は、以下の添付図面に関連した好ましい実施態様の詳細な説明を参照することによってより良好な理解が得られようが、これらは例証のみを目的として提供されているものであって、本発明を限定する意図ではない。 The present invention will be obtained a more excellent understood by reference to the detailed description of preferred embodiments relating to the accompanying drawings, these are those which are provided for illustrative purposes only, the It is not intended to limit the invention.

本発明に従った好ましい一実施態様のブロック図である。 It is a block diagram of a preferred embodiment in accordance with the present invention. 本発明の好ましい一実施態様に従った内部センサ・デバイス・ユニットの回路図である。 Is a circuit diagram of an internal sensor device unit in accordance with a preferred embodiment of the present invention. センサ・デバイス回路内の各種ポイントにおける信号波形を示した波形図である。 Is a waveform diagram showing signal waveforms in various points of the sensor device in the circuit. センサ・デバイス回路内の各種ポイントにおける信号波形を示した波形図である。 Is a waveform diagram showing signal waveforms in various points of the sensor device in the circuit. データを受け取る外部のユニットによって生成される信号の説明図である。 Data is an explanatory diagram of signals generated by an external unit to receive. データを受け取る外部のユニットによって生成される信号の説明図である。 Data is an explanatory diagram of signals generated by an external unit to receive. データを受け取る外部のユニットによって生成される信号の説明図である。 Data is an explanatory diagram of signals generated by an external unit to receive. データを受け取る外部のユニットによって生成される信号の説明図である。 Data is an explanatory diagram of signals generated by an external unit to receive. データを受け取る外部のユニットによって生成される信号の説明図である。 Data is an explanatory diagram of signals generated by an external unit to receive. 本発明に従った埋め込み可能な蛍光発光ベースのセンサの概略断面図である。 A fluorescence schematic cross-sectional view of a luminescence-based sensor implantable in accordance with the present invention. 図6に示されている蛍光発光ベースのセンサの導波特性を示した説明図である。 Is an explanatory view showing the waveguiding properties of the fluorescence-based sensor shown in Figure 6. 図6の部分図であり、センサ本体内における内部反射ならびにセンサ/組織界面層の好ましい構成を示した詳細図である。 A partial view of FIG. 6 is a detailed view showing a preferred configuration of the internal reflection and the sensor / tissue interface layer in the sensor body. 本発明の第2の好ましい実施態様に従った内部センサ・デバイス・ユニットの回路図である。 It is a circuit diagram of an internal sensor device unit according to a second preferred embodiment of the present invention. 検出器回路が動作を反復するときの図9のコンパレータの各種端子の電圧レベルを示したタイミング図である。 Is a timing diagram illustrating the voltage levels of the various terminals of the comparator of FIG. 9 when the detector circuit is repeated operations.

図1は、本発明に従った埋め込み蛍光センサ処理システムの好ましい一実施態様をブロック図の形式で示している。 Figure 1 shows a preferred embodiment of the embedded fluorescent sensor processing system according to the present invention in block diagram form.

このシステムは、外部ユニット101および内部ユニット102を備えている。 The system includes an external unit 101 and an internal unit 102. このシステムの応用の一例においては、内部ユニット102が患者の皮下その他の体内に埋め込まれる。 In one example of application of this system, the internal unit 102 is implanted subcutaneously other body of a patient. 内部ユニットは、光学電子回路102bを含んでおり、そのコンポーネントは、図6〜8を参照してより完全な説明を後述する蛍光センシング・デバイスを備えるものとすることができる。 Internal unit includes optical electronics 102b, the component can be made with a fluorescence sensing device which will be described later more fully described with reference to Figures 6-8. 光学電子回路102bは、量的測度情報を獲得し、獲得した情報の関数として負荷102cを修正する。 Optoelectronic circuit 102b may obtain quantitative measure information, it modifies the load 102c as a function of the acquired information. 一方負荷102cは、外部ユニットのコイル101fに結合されているコイル102dを通る電流量を変化させる。 Meanwhile the load 102c changes the amount of current through the coil 102d coupled to the coil 101f of the external unit. 振幅変調(AM)復調器101bが、コイル102dによって誘導された電流の変動をコイル102dと対になったコイル101fにより検出し、検出した信号をプロセッシング回路、たとえばパルス・カウンタ101cおよびコンピュータ・インターフェース101d等に印加し、これらがその信号をコンピュータ101eに入力するためのコンピュータ可読フォーマットに処理する。 Amplitude modulation (AM) demodulator 101b is a variation of the current induced by the coil 102d is detected by the coil 101f became coils 102d paired processing circuit detection signal, for example, a pulse counter 101c and computer interface 101d applying an equal, it is processed in a computer-readable format for inputting the signal to the computer 101e.

可変RFオシレータ101aは、コイル101fにRF信号を提供し、一方それは、コイル101fと102dが互いに充分に近接しており、それらのコイル間に充分な誘導結合が得られるとき、コイル102dに電磁エネルギを提供する。 Variable RF oscillator 101a provides an RF signal to the coil 101f, whereas it coils 101f and 102d have sufficiently close to each other, when a sufficient inductive coupling is obtained between the coils, the electromagnetic energy in the coil 102d I will provide a. RF信号からのエネルギは、内部ユニット102が量的測度を獲得するための動作電力を提供し、それが使用されて負荷102cが変化し、続いてその負荷の変動がコイル101fに提供され、さらにそれが外部ユニットによって検出されて情報にデコードされる。 Energy from the RF signal provides operating power for the internal unit 102 to acquire quantitative measure, the load 102c is changed it is used, followed by variations in the load is provided to the coil 101f, further it is decoded them into the information by an external unit. 負荷の変動は、コイル101fと102dの間における相互結合を介して内部ユニットから外部ユニットに結合される。 Fluctuation of the load is coupled to an external unit from the internal unit through the mutual coupling between the coil 101f and 102d. ローディングは、内部コイルならびに外部コイルをともに略同一周波数に同調し、かつ適切な構成テクニックを用いて共振回路のQ係数を増加することによって改善することが可能である。 Loading, can be improved by both an internal coil and the outer coil tuned to substantially the same frequency, and increasing the Q factor of the resonant circuit by using an appropriate arrangement technique. これらの相互結合に起因して、一方のコイル内の電流変化が他方のコイル内の電流を誘導する。 Due to these mutual coupling, a current change in one coil induces current in the other coil. 誘導された電流は、検出され、対応する情報にデコードされる。 Induced current is detected and decoded into corresponding information.

RFオシレータ101aは、コイル101fをドライブし、それがコイル102d内に電流を誘導する。 RF oscillator 101a is to drive the coil 101f, it induces a current in the coil 102d. 誘導された電流は整流回路102aによって整流され、光学電子回路102bの電力に使用される。 Induced current is rectified by the rectifier circuit 102a, it is used to power the opto-electronic circuit 102b. データは、光学電子回路によってパルス列の形式で生成され、その周波数は、前述の米国特許第5,517,313号に記述されているような蛍光センサによって放出された光の輝度の関数として変化する。 Data is generated in the form of a pulse train by the optical electronics, the frequency varies as a function of the brightness of light emitted by the fluorescent sensor, such as described in U.S. Patent No. 5,517,313 described above . このパルス列は、整流器出力端子を一時的にグラウンドに短絡する態様で負荷102cを変調する。 The pulse train modulates the load 102c in a manner that short-circuited to temporarily ground the rectifier output terminal. 負荷におけるこの変化は、対応する変化を、内部コイル102dを通る電流内にもたらし、その結果、外部コイル101fを取り囲む磁界に変化がもたらされる。 This change in load, a corresponding change, brought into the current through the internal coil 102d, As a result, changes in the magnetic field surrounding the outer coil 101f is provided. この磁界の変化は、それに比例する変化をコイル101fの端子間電圧にもたらし、振幅変調としてそれを観測することが可能になる。 This change in magnetic field results in a change in proportion to the voltage between the terminals of the coil 101f, it is possible to measure it as an amplitude modulation. 次に示す式は、外部コイル上に見られる電圧を記述している。 The following expressions describe the voltage seen on the external coil.

V=I[Z+((ωM) )/Zs] (1) V = I [Z + (( ωM) 2) / Zs] (1)
これにおいて、 In this,
V=外部コイルの端子間電圧 I=外部コイル内の電流 Z=一次コイルのインピーダンス ω=周波数(rad/秒) V = the current Z = primary coil between the external coil terminal voltage I = the outer coil impedance omega = Frequency (rad / sec)
M=コイル間の相互インダクタンス Zs=センサ等価回路のインピーダンス M = the impedance of the mutual inductance Zs = sensor equivalent circuit between coils

式(1)によって示されるように、外部コイルの端子間電圧と内部センサ回路によって与えられるインピーダンスの間には直接的な関係が存在する。 As indicated by equation (1), there is a direct relationship between the impedance presented by the inter-terminal voltage and the internal sensor circuit of the external coil. インピーダンスZsは、発振信号の振幅および周波数における変化にそれぞれが対応する実数部ならびに虚数部を伴う複素数であるが、この実施態様に従ったシステムは、この相互作用の実数部のみを取り扱う。 Impedance Zs is respectively to changes in the amplitude and frequency of the oscillation signal is a complex number with the real part and the imaginary part corresponds, system according to the embodiment deals with only the real part of the interaction. 当業者であれば、両タイプの相互作用が、適切に外部回路を修正することによって検出可能となり、信号対ノイズ比を改善できることを認識するであろう。 Those skilled in the art, the interaction of both types is suitably become detectable by modifying the external circuitry will recognize that can improve the signal to noise ratio.

図2は、本発明に従った内部センサ・デバイスの一実施態様の回路図を示している。 Figure 2 shows a circuit diagram of an embodiment of an internal sensor device in accordance with the present invention. コイル102d(L1)は、キャパシタC1、ダイオードD1(整流器102a)、ツェナー・ダイオードD2、およびキャパシタC2とともに、内部ユニット102用の電源を構成する。 Coil 102d (L1) includes a capacitor C1, the diode D1 (rectifier 102a), zener diode D2, and together with the capacitor C2, constituting a power supply for the internal unit 102. オシレータ101aによって外部コイル101fに印加されたRF電圧(図1参照)によりコイルL1内に誘導される電流は、L1およびキャパシタC1によって構成されるL−Cタンク内において共振され、ダイオードD1によって整流されて、キャパシタC2によってフィルタリングされる。 Current induced in the coil L1 by the applied RF voltage to an external coil 101f (see FIG. 1) by the oscillator 101a is resonant in the L-C tank formed by L1 and the capacitor C1, it is rectified by the diode D1 Te, it is filtered by the capacitor C2. ツェナー・ダイオードD2は、回路に印加される電圧が最大値、たとえば5ボルトを超えることを防止するために備えられている。 Zener diode D2 is provided for the voltage applied to the circuit is prevented from exceeding the maximum value, for example 5 volts. 当業者であれば周知のとおり、キャパシタC2両端の電圧がツェナー・ダイオードD2の逆方向破壊電圧を超え始めると、ダイオードD2が、その逆方向破壊領域内において導通を開始し、回路の最大許容電圧に関してキャパシタC2が過充電されることを防止する。 As it is known in the art, when the voltage of the capacitor C2 ends begins to exceed the reverse breakdown voltage of the zener diode D2, the diode D2 starts to conduct in the reverse direction breakdown region, the maximum allowable voltage of the circuit capacitor C2 is prevented from being overcharged with respect.

電圧レギュレータ205は、キャパシタC2から電圧を受け取り、演算増幅器201の非反転入力に対する固定出力電圧V refを生成する。 Voltage regulator 205 receives a voltage from the capacitor C2, generates a fixed output voltage V ref for the non-inverting input of the operational amplifier 201. この演算増幅器201の出力端子は、フィードバック抵抗R1と直列に接続された発光ダイオード(LED)202に接続されている。 The output terminal of the operational amplifier 201 is connected to a light emitting diode (LED) 202 connected to a feedback resistor R1 in series. 演算増幅器201の反転入力端子には、R1の端子間電圧が供給され、それによってLED202を通る電流がV ref /R1に調整される(小さいバイアス電流を無視している)。 The inverting input terminal of the operational amplifier 201 is supplied with the terminal voltage of R1, (ignoring the small bias current) whereby current is adjusted to V ref / R1 through the LED 202. LED202から放出された光は、センサ・デバイス(図示せず)に入射され、当該センサ・デバイスによる、モニタ対象となる特定分析物の量の関数としての発光をもたらす。 Light emitted from the LED202 is incident on the sensor device (not shown), by the sensor device, resulting in light emission as a function of the amount of a particular analyte of monitored. センサ・デバイスからの光は、感光性抵抗203に当たるが、その抵抗値は、それに入射された光の量の関数として変化する。 Light from the sensor device is strikes the photosensitive resistor 203, the resistance value changes as a function of the amount of incident light thereto. フォトレジスタ203は、キャパシタC3と直列に接続されており、フォトレジスタとキャパシタC3の接合部は、コンパレータ204の反転入力端子に接続されている。 Photoresistor 203 is connected to the capacitor C3 in series, the junction of the photoresistor and capacitor C3 is connected to the inverting input terminal of the comparator 204. フォトレジスタ203の他端は、導体V compを介してコンパレータ204の出力端子に接続される。 The other end of the photoresistor 203 is connected to the output terminal of the comparator 204 through a conductor V comp. コンパレータ204の出力は、負荷キャパシタC4、および抵抗回路R2、R3、およびR4にも接続されている。 The output of the comparator 204 is also connected to a load capacitor C4, and a resistor circuit R2, R3, and R4. このコンパレータは、R2、R3、およびR4の値によって決定されるスイッチング・ポイントを伴う可変抵抗オシレータを構成する。 This comparator constituting the variable resistor oscillator with the switching point, which is determined by R2, R3, and the value of R4. C3はチャージ−アップ・キャパシタであり、与えられた光レベルに関するオシレータの基本周波数を決定する。 C3 is charged - an up-capacitor determines the fundamental frequency of the oscillator relating to a given light level. この周波数は次式によって与えられる。 This frequency is given by the following equation.

f=1/(1.38×Rphoto×C3) (2) f = 1 / (1.38 × Rphoto × C3) (2)
Rphoto=R 2fc [10 −γlog(a/2fc ] (3) Rphoto = R 2fc [10 -γlog ( a / 2fc] (3)
これにおいて、 In this,
2fc (=24kΩ)は、2フィート燭における203の抵抗 γ(=0.8)はフォトレジスタの感度 a=フィート燭単位で表した入射光レベル R 2fc (= 24 k?), The resistance γ of 203 in the two-foot candle (= 0.8) is the incident light level expressed in sensitivity a = ft candle units photoresistor

式(3)は、反転して所定の光電性抵抗をもたらす光の輝度を決定することができる;光の輝度は、式(2)を用いて周波数から決定することができる。 Equation (3) is inverted can be determined the brightness of light results in a certain photosensitive resistance; brightness of light can be determined from the frequency using equation (2). 当然のことながら上記の値は、説明を目的としただけの例として提供されている。 The above values ​​of course are provided as examples only for the purpose of description. この種の値は、個々のフォトレジスタのジオメトリおよび使用されている材料に基づいて決定される。 Such values ​​may be determined based on the material being the geometry and use of individual photoresistor.

コンパレータ204は、V time =V/3、V comp =V、かつV trip =2V/3のとき、ハイ出力に切り替わる。 The comparator 204, V time = V / 3, V comp = V, and when V trip = 2V / 3, switched to the high output. キャパシタC3は、時定数Rphoto×Ctimeを伴って充電を開始する。 Capacitor C3, when accompanied by a constant Rphoto × Ctime starts charging. timeが2V/3に到達すると、コンパレータの状態がロー出力に切り替わり、V compがV comp =0に、V tripがV trip =V/3に変化する。 When V time reaches 2V / 3, the state of the comparator is switched to a low output, V comp is the V comp = 0, V trip is changed to V trip = V / 3. この時点においてC3がRphotoを介して放電する。 At this point C3 is discharged through the Rphoto. したがって、50%のデューティ・サイクルが確立され、その周波数は式(2)によって決定される。 Therefore, is established a 50% duty cycle, its frequency is determined by the equation (2). Rphotoは、入射光の関数として変化し、式(3)によって与えられる。 Rphoto varies as a function of the incident light is given by Equation (3).

C4は負荷キャパシタであり、コンパレータが状態を切り替えるとC2の端子間電圧の減少をもたらす。 C4 is a load capacitor, the comparator results in a decrease in the voltage between the terminals of the switch states C2. C4は、コンパレータ204がハイ出力レベル状態に切り替わるとき、0VからVdcに充電されなければならない。 C4, when the comparator 204 is switched to the high output level states, it must be charged from 0V to Vdc. C4を通る電流はC2によって供給され、それがC2の端子間電圧を下げることになる。 Current through C4 are supplied by C2, it is possible to lower the voltage between the terminals of C2. 一方これは、キャパシタC2の充電を開始する整流器102aを通る電流の流れをもたらし、内部コイル102dを含むタンク回路の瞬時負荷を変化させる。 Meanwhile This results in current flow through the rectifier 102a to initiate charging of the capacitor C2, to vary the instantaneous load of the tank circuit including an internal coil 102d. この負荷は、式(1)によって与えられるように、外部コイル101fのインピーダンスに反映される。 This load, as given by equation (1) is reflected in the impedance of the external coil 101f.

単一パルスに関するこのセンサの動作を図3に示す。 Figure 3 shows the operation of the sensor for a single pulse. チャンネル4は、C2上のDC電圧であり、チャンネル3は、外部コイル101f上の同一のパルスを示しており、AM復調器の出力がチャンネル2に示されている。 Channel 4 is the DC voltage on C2, channel 3 shows the same pulse on the external coil 101f, the output of the AM demodulator is shown in the channel 2. チャンネル1は、AM復調器の出力をディジタル・カウンタによる処理が可能な矩形波に変換するコンパレータの出力を示している。 Channel 1 shows the output of the comparator for converting the output of the AM demodulator to a square wave that can process by the digital counter. 図4は、2つの完全な動作サイクルを示しており、同一のチャンネルの表示は、回路内の同一のポイントを示す。 Figure 4 shows two complete operating cycle of the same channel display shows the same points in the circuit.

外部ユニット101は、マイクロプロセッサを使用してパルス・カウンタ101cを具体化している。 External unit 101 embodying the pulse counter 101c using a microprocessor. 有効な読み取りが獲得できる充分なデータを受け取ると、プロセッサはRFオシレータをシャット・ダウンする。 Upon receipt of sufficient data valid reading can be acquired, the processor shuts down the RF oscillator. 図5A〜5Eは、測度の読みに関するタイミング図を示している。 Figure 5A~5E shows a timing diagram for the reading of the measure. 図5Aは、外部コイルに印加されるRF電圧信号の包絡線を示し;図5Bは、内部電源電圧の波形を示し;図5Cは、LED202の輝度の波形を示し;図5Dは、AM復調器101bの出力を示し;および図5Eはセンサ・ユニットに供給される電力に従った回路動作の状態のタイミングを示す。 5A shows the envelope of the RF voltage signal applied to the outer coil; Figure 5B shows the waveform of the internal power supply voltage; Figure 5C shows the brightness of the waveform of LED 202; FIG. 5D, AM demodulator It shows the output of 101b; and 5E show the timing of the state of the circuit operation in accordance with the power supplied to the sensor unit. 内部ユニットの電源は、磁界の強度の増加とともに上昇する。 Power of the internal unit increases with an increase in the intensity of the magnetic field. 電源出力がLEDのスレッショルド電圧にフィードバック電圧を加えた電圧と交差すると、LEDがオンになる。 Once the power crosses the voltage obtained by adding the feedback voltage to the threshold voltage of the LED, LED is turned on. AM復調器の出力は、測度データおよびIDコードの形式のディジタル・データならびに内部ユニットが埋め込まれている患者に固有のそのほかのパラメータを含んでいる。 The output of the AM demodulator includes specific other parameters in patients digital data and internal unit in the form of measure data and ID codes are embedded. このデータは、ディジタル識別およびパラメータ・ストレージ回路(図示せず)を伴った光学電子出力の時分割多重を通じてRF電圧信号にエンコードされる。 The data is encoded into a RF voltage signal through time division multiplexing of an optical electronic output with digital identification and parameter storage circuit (not shown). このディジタル回路は、RF電圧を使用して適切なクロック信号を生成する。 The digital circuit generates an appropriate clock signal using the RF voltage.

内部ストレージ回路は、IDコードならびに較正定数等のパラメータ値をストアすることができる。 Internal storage circuit can store the parameter values, such as the ID code and calibration constants. この情報は、それぞれの読みまたは量的測度とともに返される。 This information is returned with each read or quantitative measure. 信号は、測定シーケンス内のあらかじめ定義済みのポイントにおいてアナログ・パルス列のローディングからディジタル的にコントロールされたローディングに切り替えることによって記録される。 Signal is recorded by switching the digitally controlled loaded from the loading of the analog pulse train at a predefined point in the measurement sequence. このポイントは、出力データ・ストリーム内においてあらかじめ定義済みビット同期パターンを検出することによって、外部ユニット内において検出される。 This point, by detecting the predefined bit synchronization pattern in the output data stream, is detected in the external unit. ID番号は、特定の患者の識別に使用され、2ないしはそれを超える数の患者が外部ユニットの近傍にいる場合のデータへの悪影響を防止する。 ID number is used to identify the particular patient, 2 or the number of patients over it to prevent an adverse influence on the data when in the vicinity of the external unit. 較正係数は、測度情報に適用されて臨床単位での分析物のレベルが獲得される。 Calibration factor, levels of analytes in clinical units are applied to measure the information is obtained.

本発明の一側面に従った、蛍光性指示体分子の蛍光発光を基礎とするセンサ10を図6に示す。 According to one aspect of the present invention, the sensor 10 based upon fluorescence of the fluorescent indicator molecules is shown in FIG. センサ10は、センサ本体12;センサ本体12の外側表面上にコーティングされる、蛍光性指示体分子16が全体に分布したマトリクス層14;指示体分子と相互作用する波長にわたる、あるいはその波長の範囲にわたる放射エネルギ、すなわち蛍光発光ベースのセンサの場合であれば、指示体分子16の蛍光発光を生じさせる波長もしくはその波長の範囲内の波長の放射エネルギを含む放射エネルギを放出する放射源18、たとえばLED;および感光性エレメント20、たとえば光学検出器、すなわち蛍光発光ベースのセンサの場合であれば、指示体分子16によって放出された蛍光に感応し、それに応答して、指示体分子の蛍光発光のレベルを示す信号を生成するエレメントを含んで構成される。 Sensor 10, the sensor body 12; coated on the outer surface of the sensor body 12, the matrix layer 14 fluorescent indicator molecules 16 distributed throughout; over a wavelength that interacts with the indicator molecules, or range of wavelengths radiant energy, i.e. in the case of fluorescence-based sensors over a radiation source 18 which emits radiant energy comprising radiant energy wavelength in the range of resulting make wavelength or wavelengths that the fluorescence emission of the indicator molecules 16, for example, LED; and photosensitive element 20, for example, an optical detector, i.e. in the case of fluorescence-based sensor, sensitive to the fluorescence emitted by the indicator molecules 16, and in response, the fluorescence emission of the indicator molecules configured to include an element for generating a signal indicative of the level. センサ10はさらに、電子回路を収めたモジュールまたはハウジング66、温度の読みを提供するための温度センサ64を備える。 Sensor 10 further includes module or housing 66 matches the electronic circuit, the temperature sensor 64 to provide a temperature reading. もっとも単純な実施態様においては、指示体分子16がセンサ本体の表面上に単純にコーティングされる。 In the simplest embodiment, the indicator molecules 16 are simply coated on the surface of the sensor body. しかしながら好ましい実施態様においては、指示体分子が、生物学的適合性のある高分子マトリクスで構成されるマトリクス層14内に含められ、それがこの分野において周知の方法によって準備され、センサ本体の表面上にコーティングされる。 In however preferred embodiment, indicator molecules, are included in the constructed matrix layer 14 of a polymer matrix with a biocompatible, it is prepared by methods well known in the art, the surface of the sensor body It is coated on top. 適切な生物学的適合性のあるマトリクス材料は、分析物にとって浸透可能でなければならず、それにはメタクリレートおよびヒドロゲルが含まれ、これらは好都合にも分析物にとって選択的に浸透可能に作ることができる。 Matrix material with suitable biological compatibility, must be permeable to the analyte, it will include methacrylates and hydrogels, is that these are selectively make permeable for Advantageously analyte it can.

センサ本体12は、適切な、光学的に透過性のある高分子材料から好適に形成され、当該材料はセンサが使用されることになる媒体と充分に異なる屈折率を有し、その結果、当該高分子が光学的導波体として作用することになる。 The sensor body 12 is appropriate, is preferably formed from an optically permeable certain polymeric materials, the material has a medium and sufficiently different refractive index to be that the sensor is used, as a result, the polymer will act as an optical waveguide. 好ましい材料としては、ポリメチルメタクリレート、ポリヒドロキシプロピルメタクリレートおよびその類似物等のアクリル高分子、およびLexan(登録商標)(レキサン)の商標の下に販売されている類のポリカーボネートが挙げられる。 Preferred materials, polymethyl methacrylate, acrylic polymers such as poly-hydroxypropyl methacrylate and the like, and Lexan (registered trademark) (Lexan) class of polycarbonate sold under the trademark and the like. この材料は、放射源18によって生成された放射エネルギ(たとえば、放射源をLEDとする実施態様においては適切な波長の光)、および蛍光発光ベースの実施態様の場合には指示体分子によって放出された蛍光の透過を可能にする。 This material is radiant energy generated by the radiation source 18 (e.g., light of a suitable wavelength in embodiments in which the radiation source and LED), and in the case of fluorescence-based embodiment is emitted by the indicator molecules and allowing the transmission of fluorescence. 放射源またはLED18は、図2に示されているLED202に対応する。 Radiation source or LED18 corresponds to LED202 shown in FIG.

図7に示されているように、放射エネルギ(たとえば光)が放射源18によって放出され、この放射エネルギの少なくとも一部が、最初にセンサ本体12の表面、たとえばロケーション22において内側に反射され、その態様に従ってセンサ本体12の内側を前後左右に「跳ね返る」。 As shown in Figure 7, the radiant energy (e.g., light) is emitted by the radiation source 18, at least a portion of the radiant energy, the surface of the first sensor body 12, for example, is internally reflected at location 22, "bounce" back and forth and left and right inside the sensor body 12 according to the embodiment.

センサ本体とそれを取り囲む媒体の界面から反射された光は、表面上にコーティングされた指示体分子(その上に直接コーティングされているか、あるいはマトリクス内に含まれているかによらない)との相互作用が可能であること、たとえばその表面にコーティングされた蛍光性指示体分子内の蛍光発光の励起が可能であることがわかっている。 Light reflected from the interface of the medium surrounding the sensor body and which are mutually of the coated indicator molecules on the surface (whether coated directly thereon, or not according to whether is contained in the matrix) it is possible action has been found that it is possible, for example, excitation of fluorescence of the coated fluorescent indicator intramolecular its surface. それに加えて、界面に当たる角度(界面に垂直な方向を基準に測定する)が小さすぎて反射しない光も、界面を通過して蛍光性指示体分子内の蛍光発光を励起する。 In addition, (measured relative to the direction perpendicular to the interface) angle impinging on the interface even light not reflected too small, through the interface to excite fluorescence in fluorescent indicator molecules. 光(もしくはそのほかの放射エネルギ)と界面ならびに指示体分子の間における相互作用のそのほかのモードもまた、センサの構成ならびにそれに関する応用に応じて有用であることが明らかになっている。 Light (or other radiant energy) Other modes of interaction between the surfactant and indicator molecules have also been shown to be useful depending on the configuration and applications relating thereto of the sensor. この種の別のモードには、一過性の励起および表面プラズマ共振タイプの励起が含まれる。 This kind another mode of include excitation of excitation and surface plasma resonance type transient.

図8によって例証されるように、蛍光性指示体分子16によって放出される光の少なくとも一部は、直接、もしくは領域30として示されているマトリクス層14の(センサ本体12に関して)最外側表面によって反射された後に、センサ本体12内に入る。 As illustrated by Figure 8, at least a portion of the light emitted by the fluorescent indicator molecules 16, by direct or matrix layer 14, shown as region 30 (with respect to the sensor body 12) outermost surface after being reflected, enters the sensor body 12. この種の蛍光28は、その後、放射源18によって放出された放射エネルギの場合と非常によく似た態様でセンサ本体12内の全体にわたって反射され、放射源によって放出された放射エネルギと同様に、その一部は、センサ本体とそれを取り囲む媒体の間の界面に当たる角度が小さすぎて反射しないために再びセンサ本体の外に出る。 This kind of fluorescence 28 is then reflected throughout the sensor body 12 in a manner very similar to the case of the emitted radiant energy by the radiation source 18, similar to the radiant energy emitted by the radiation source, part again out of the sensor body to the angle impinging on the interface between the media surrounding the sensor body is not reflected too small.

さらに図6を参照すると、センサ10は、センサ本体12の両側の、センサ本体の外側表面とマトリクス層14の間に反射コーティング32も備え、蛍光性指示体分子によって放出された放射エネルギおよび/または光の内部反射を最大化もしくは強化できることが示されている。 Still referring to FIG. 6, the sensor 10, on both sides of the sensor body 12, the reflective coating 32 between the sensor body of the outer surface and the matrix layer 14 also comprises, radiant energy emitted by the fluorescent indicator molecules and / or the internal reflection of light have been shown to be maximized or enhanced. この反射コーティングは、たとえばペイントもしくは金属化材料から形成することができる。 The reflective coating may be formed, for example, from paint or metallic material.

好ましくは光学検出器20の感光性表面に、感光性材料から製造される光学フィルタ34を備える。 Preferably the photosensitive surface of the optical detector 20 comprises an optical filter 34 manufactured from a photosensitive material. 光学検出器20は、図2に示されている光学検出器203に対応する。 Optical detector 20 corresponds to the optical detector 203 shown in FIG. フィルタ34は、この分野において周知のとおり、放射源18によって生成された放射エネルギが感光性エレメント20の感光性表面に衝突することを防止するか、実質的にその量を抑える。 Filter 34, as is well known in the art, or radiant energy generated by the radiation source 18 is prevented from impinging on the photosensitive surface of the photosensitive element 20, substantially reduce the amount. 同時にこのフィルタは、蛍光性指示体分子によって放出された蛍光がそれを通過して、検出器の感光性領域に当たることを可能にする。 Simultaneously this filter, the fluorescence emitted by the fluorescent indicator molecules to pass through it, allows striking the photosensitive area of ​​the detector. これは、放射源18からの入射エネルギに帰すことのできる光学検出器信号内の「ノイズ」を大幅に低減する。 This significantly reduces "noise" in the optical detector signal which can be attributed to the incident energy from the radiation source 18.

本発明の一側面に従ったセンサ10は、特に人体内の各種生物学的分析物、たとえばグルコース、酸素、毒素、医薬もしくはそのほかの薬物、ホルモン、およびその他の代謝分析物の測定に関連して開発されたが、それが適している唯一の応用であるという意味ではまったくない。 Sensor 10 in accordance with an aspect of the present invention, particularly various biological analytes in the human body, such as glucose, oxygen, toxins, pharmaceutical or in connection with the measurement of other drugs, hormones, and other metabolic analytes It has been developed, not at all in the sense that it is in is the only application that is suitable. マトリクス層14ならびに指示体分子16の特定の組成は、このセンサが使用されて検出される個々の分析物、および/または分析物の検出にこのセンサが使用される部位(つまり、血液中または皮下組織内)によって異なることがある。 Site specific composition of the matrix layer 14 and indicator molecules 16, this sensor for detection of the sensor is individual analytes to be detected are used, and / or analyte is used (i.e., blood or subcutaneous may vary depending tissue). しかしながら、2つの不変要件は、マトリクス層14が分析物に対する指示体分子の暴露を促進すること、および指示体分子の光学特性(たとえば、蛍光性指示体分子の蛍光発光レベル)が、指示体分子がさらされる特定の分析物の濃度の関数となることである。 However, the two invariant requirements, the matrix layer 14 facilitate exposure of the indicator molecules to the analyte, and the optical properties of the indicator molecules (e.g., fluorescence level of the fluorescent indicator molecules) are indicated molecule it is that a function of the concentration of a particular analyte which is exposed is.

人体内の自然位での使用を容易にするためにセンサ10は、好ましくは滑らかな長円もしくは丸みを帯びた形状に形成される。 Sensor 10 in order to facilitate the use of a natural position in the body is formed preferably tinged smooth oval or round shape. 好適には、近似的に豆もしくは医薬用ゼラチン・カプセルの形状ならびにサイズを有するもの、すなわち長さLを約300〜500ミクロンから約0.5インチ台まで、太さDを約300ミクロンから約0.3インチ台までとし、全体的になめらかでありかつ丸みのある表面を有するものとする。 Preferably, one having a shape and size approximately beans or pharmaceutical gelatin capsule, i.e. a length L of about 300 to 500 microns to about 0.5 inches stand, about the thickness D of about 300 microns and up to 0.3 inches stand shall have a surface with a generally is smooth and rounded. 当然のことながら、使用材料に応じて、またデバイスに意図される用途に応じて、より大きい、もしくはより小さいデバイスとすることができる。 Of course, it is possible in accordance with the material used, and depending on the use intended for the device, a larger or a smaller device. この構成は、センサによる基本的な身体機能への干渉または過剰な痛みもしくは不快感をもたらすことなく、センサ10を人体内に埋め込むこと、つまり皮膚に、あるいは下部組織内(器官もしくは血管を含む)に埋め込むことを可能にする。 This configuration (including organ or blood vessel) without causing interference or excessive pain or discomfort to the basic body functions by sensors, embedding the sensor 10 into the human body, i.e. the skin, or the lower tissue It makes it possible to embed.

さらに、人(もしくはほかの動物の)体内に配置されるインプラントが、「生物学的適合性のある」材料からなるインプラントであったとしても、単にインプラントが刺激を与えるという事実によってそのインプラントが挿入される生物体内に何らかの「異物反応」が生じることは認識されよう。 Moreover, implants, even though implant consisting of "biologically compatible" material, simply the implant by the fact that the implant stimulating insert disposed within the human (of or other animals) it will be appreciated that is some sort of "foreign body reaction" to the organism is occurs. 人体内に埋め込まれるセンサ10の場合においては、「異物反応」が繊維皮膜、すなわち瘢痕組織の形成となることがもっとも頻繁である。 In the case of the sensor 10 embedded within the human body, the "foreign body response" is the formation of fiber coating, i.e. scar tissue is the most frequent. グルコースは、本発明に従ったセンサが使用されて検出されることが期待される主要な分析物であるが、その種の繊維皮膜によって伝播もしくは移動のレートが妨げられることがある。 Glucose is the main analyte the sensor according to the present invention is detected in use is expected, there may be a hindered rate of propagation or moved by that kind of fiber coating. 非常に小さい分子酸素(O2)でさえも、その種の繊維皮膜によって伝播もしくは移動のレートが妨げられることがある。 Even very small molecular oxygen (O2) also sometimes hinders rate of propagation or moved by that kind of fiber coating. これは、単に、繊維皮膜(瘢痕組織)を形成する細胞が、極めて密な性質を有し、あるいは正常組織と異なる代謝特性を有することによる。 This is simply the cells that form the fibrous coating (scar tissue) is, by having a very has intimate nature, or normal tissues with different metabolic properties.

指示体分子を生物学的分析物にさらすことにおけるこの潜在的な障害またはその遅延を克服するために、2つの基本的なアプローチが企図されている。 To overcome this potential failure or delay in exposing the indicator molecules to biological analytes, two basic approaches are contemplated. おそらくはもっとも単純なアプローチとなる一方のアプローチによれば、センサ/組織界面層、すなわちセンサ本体の表面上において指示体分子が直接的に固定されるときはセンサ本体12の表面および/または指示体分子自体の上を覆う層、もしくは指示体分子がマトリクス層14内に包含されるときはその表面を覆う層が、繊維皮膜の形成をほとんど生じないか、あるいは許容可能なレベルでそれを生じる材料を用いて用意される。 According perhaps simplest approach to become one of the approaches, the sensor / tissue interface layer, that is, the surface and / or indicator molecules of the sensor body 12 when the indicator molecules are directly fixed on the surface of the sensor body layer on the cover itself, or a layer covering the surface when a pointer molecules are included in the matrix layer 14, or hardly fiber formation coating or material which causes it at an acceptable level It is prepared using. この特性を有するとして文献に述べられているその種の材料の2つの例として、ケネディ(Kennedy)著,「Tailoring Polymers for Biological Uses(生物学的使用のための高分子の調整)」Chemtech(ケムテック),1994年2月,p. Two examples of such a material is described in the literature as having this characteristic, Kennedy (Kennedy) Author, "Tailoring Polymers for Biological Uses (adjustment of the polymer for biological use)" Chemtech (Chemtech ), February 1994, p. 24−31に記述されているように、W. As described in the 24-31, W. L. L. Gore(W.L.ゴア)から入手可能なPrecludeTM Periocardial Membrane(プレクルード(商標)ペリオカーディアル・メンブレーン)および親水性物質と共有結合されたポリイソブチレンが挙げられる。 Gore (W.L. Gore) PrecludeTM Periocardial Membrane (Purekurudo (TM) Perio car Diar Men Blaine) and covalent polyisobutylene and hydrophilic agent, available from.

上記に代えて、専用の生物学的適合性を有する数層の材料から構成されるセンサ/組織界面層をセンサの上に備えることもできる。 Instead of the above, the constructed sensor / tissue interface layer material of several layers having a dedicated biocompatible may be provided over the sensor. 図8に示されているように、たとえばセンサ/組織界面層36が、3つの部分層36a、36b、および36cを含むものとすることができる。 As shown in FIG. 8, for example, the sensor / tissue interface layer 36 can be made include three sublayers 36a, 36b, and 36c. 部分層36aは、組織の内側への伸びを促進する層であり、好ましくは、その上に繊維形成細胞39(瘢痕組織)の蓄積がある場合においても毛細血管37の侵入を許容する生物学的適合性材料から作られる。 Partial layer 36a is a layer that promotes the growth of the inner tissue, preferably, biological also permit the entry of capillary 37 when there is accumulation of fiber-forming cells 39 (scar tissue) thereon made from compatible materials. 長年にわたって使用されているGore−Tex(登録商標)(ゴアテックス)人工血管材料(ePTFE)、Dacron(登録商標)(ダクロン)(PET)人工血管材料、および高密度ポリエチレンから製造されるMEDPOR Biomaterial(メドポア・バイオマテリアル)(POREX Surgical Inc.(ポーレックス・サージカル・インク)から入手可能)は、基本的な組成、ポア・サイズ、およびポアのアーキテクチャが、内向き組織成長層への組織ならびに脈管の内側への伸びを促進する材料の例である。 Have been used for many years Gore-Tex (R) (Gore-Tex) vascular graft material (ePTFE), Dacron (TM) (Dacron) (PET) MEDPOR Biomaterial produced from the artificial blood vessel materials, and high density polyethylene ( Medopoa · biomaterials) (POREX Surgical Inc. (Porex Surgical Inc.) available from) the basic composition, pore size, and pore architecture, tissues and vessels of the inward tissue growth layer an example of a material that promotes growth inward.

これに対して部分層36bは、好ましくは内向き組織成長部分層36aのポア・サイズよりはるかに小さいポア・サイズ(5マイクロメートル未満)を伴う生物学的適合性のある層であり、組織の内側への伸びを妨げる。 Partial layer 36b contrast is preferably a inwardly tissue much smaller pore size than the pore size of the growth portion layer 36a (5 submicron) the associated biocompatible layer of tissue prevent the growth of inward. 部分層36bを作ることが可能な現在のところ好ましいとされる材料は、発泡ポリテトラフルオロエチレン(ePTFE)から構成されるW. Materials that make partial layer 36b are presently preferred possible, W. composed expanded polytetrafluoroethylene (ePTFE) L. L. Gore,Inc. Gore, Inc. (W.L.ゴア・インク)から入手可能なPreclude Periocardial Membrane(プレクルード・ペリオカーディアル・メンブレーン)(以前のGORE−TEX Surgical Membrane(ゴアテックス・サージカル・メンブレーン))である。 Is a (W.L. Gore, Inc.) available from Preclude Periocardial Membrane (Purekurudo-Pelliot car Diar Men Blaine) (formerly of GORE-TEX Surgical Membrane (Gore-Tex Surgical Men Blaine)).

第3の部分層36cは、分子篩として作用して分子量カット−オフ機能を提供し、免疫グロブリン、タンパク、および糖タンパク等の分子を排除する一方、1ないしは複数の注目分析物がそれを通過して指示体分子(センサ本体12上に直接コーティングされるか、マトリクス層14内に固定される)に到達することを可能にする。 The third sublayer 36c acts as a molecular sieve molecular weight cut - Provides off function, while eliminating immunoglobulin, protein, and the molecular glycoproteins such as 1 or more target analytes therethrough indicator molecules (either coated directly on the sensor body 12, and is fixed in a matrix layer 14) Te makes it possible to reach. 多くの周知のセルロース−タイプの、たとえば腎臓透析濾過カートリッジに使用されている種類の膜を分子量カット−オフ層36cに使用することができる。 Can be used for off layer 36c - a number of well-known cellulose - type, for example, the type of film used in kidney dialysis filtration cartridges molecular weight cut.

ここで認識されることになろうが、図6に示されているようなセンサは、完全自給式であり、センサ本体の内に入り、あるいはそこから外に延びてセンサに電力を供給するため(たとえば放射源18をドライブするため)、あるいはセンサから信号を送信するための電気リードがまったく存在しない。 Although it would be appreciated that the sensor as shown in FIG. 6 is a fully self-contained, enters within the sensor body, or from which to supply power to the sensor extends outside (e.g. for driving the radiation source 18), or it does not exist at all electrical leads for transmitting a signal from the sensor. 図2に示されているすべてのエレクトロニクスは、図6に示されているように、モジュール66内に収容することができる。 All electronics shown in Figure 2, as shown in FIG. 6, it can be housed within the module 66.

第2の好ましい実施態様を図9に示すが、それにおいては2つの検出器が使用されており、それぞれは信号チャンネル検出器901および基準チャンネル検出器902である。 The second preferred embodiment is shown in FIG. 9, in which two detectors are used, each of which a signal channel detector 901 and the reference channel detector 902. 図2に示されているように、第1の実施態様においては、単一の検出器203が使用されて蛍光性指示体センサ・デバイスからの放射エネルギが検出される。 As shown in FIG. 2, in the first embodiment, a single detector 203 is used radiant energy from the fluorescent indicator sensor device is detected. そのシステムは良好に機能するが、各種の擾乱がシステムに発生し、それが最初に較正されたとおりのセンサ出力の精度に影響を及ぼす可能性がある。 The system works well, but various disturbances generated in the system, it may affect the accuracy of the sensor output as originally calibrated.

その種の擾乱の例として:センサの構成に固有のコンポーネントの動作における変化もしくはドリフト;センサ外部の環境条件;あるいはそれらの組み合わせが挙げられる。 As an example of the disturbance of the species: changes or drift in the operation of specific components in the construction of the sensor; sensor external environmental conditions; or combinations thereof. 中でも:センサ放射源の経年変化;感光性エレメントの性能もしくは感度に影響する変化;指示体分子の劣化;センサ本体、指示体マトリクス層等の放射エネルギ透過率における変化;およびほかのセンサ・コンポーネントにおける変化;などによって内部変化が招かれることもある。 Among them: aging of the sensor radiation source; changes affecting the performance or sensitivity of the photosensitive element; deterioration of the indicator molecules; sensor body, the change in radiant energy transmissivity of such indicator matrix layer; in and other sensor components change; sometimes internal change is incurred by such. 別の例においては、光学基準チャンネルを使用して、分析物の存在もしくは濃度と無関係な指示体分子の光学的特性ないしは見かけ上の光学的特性に影響を与え得る環境要因(たとえばセンサ外部の要因)を補償し、あるいは矯正することができる。 In another example, using an optical reference channel, environmental factors that may affect the optical properties of the optical characteristics or apparent presence or concentration unrelated indicator molecules of the analyte (e.g. sensors external factors ) can compensate, or to correct things. これに関し、外部要因の例としては、とりわけ:温度レベル;pHレベル;周囲光の存在;センサが適用される媒体の反射率もしくは濁り;などが挙げられる。 In this regard, examples of external factors, especially: temperature level; pH level; and the like; the presence of ambient light; reflectivity or the turbidity of the medium in which the sensor is applied. 基準チャンネルを使用すれば、センサの動作条件におけるその種の変動を補償することができる。 With reference channel, it can compensate for that kind of change in the operating conditions of the sensor. 基準チャンネルは、信号チャンネルとすべての側面において同じであるが、基準チャンネルは、測定される分析物に反応しない点が異なる。 Reference channel is the same in the signal channel and all aspects, the reference channel is that it does not react to the analyte to be measured are different.

光学測定における基準チャンネルの使用は、概してこの分野において周知である。 Use of a reference channel in the optical measurement is generally well known in the art. たとえば、参照によりその全開示内容をこれに援用している米国特許第3,612,866号は、基準チャンネルが測定チャンネルと同一の指示体化学物質を含むが、基準チャンネルには酸素に対して不浸透性とするバーニッシュによるコーティングが施される蛍光酸素センサを開示している。 For example, U.S. Pat. No. 3,612,866 which is incorporated by reference the entire disclosure thereto by reference, the reference channels contain the same indicator chemistry and measurement channels, the reference channel for oxygen coating with varnish to impermeability discloses a fluorescence oxygen sensor to be applied.

参照によりその全開示内容をこれに援用している米国特許第4,861,727号および第5,190,729号は、2つの異なる波長で放射する2つの異なるランタニド−ベースの指示体化学物質、酸素によって消光されるテルビウム−ベースの指示体、および概略で酸素に影響されないユーロピウム−ベースの指示体を使用する酸素センサを開示している。 No. 4,861,727 and EP 5,190,729 which are incorporated by reference the entire disclosure thereto by reference, two different lanthanides that emit at two different wavelengths - based indicator chemicals , terbium is quenched by oxygen - discloses an oxygen sensor that uses the base pointer - based pointer, and is not affected by oxygen in schematic europium. 参照によりその全開示内容もこれに援用している米国特許第5,094,959号は、単一の指示体分子が特定の波長において照射され、その分子によって放出された蛍光が、酸素に対して2つの異なる感度を有する2つの異なる放射スペクトルにわたって測定される酸素センサを開示している。 U.S. Patent No. 5,094,959 which is hereby incorporated also the entire disclosure by reference, a single indicator molecule is irradiated at a particular wavelength, the fluorescence emitted by the molecule to oxygen It discloses an oxygen sensor which is measured over two different emission spectra having two different sensitivities Te. より厳密に言えば、酸素に対する感度の低い放射スペクトルが、2つの放射強度の比に対する基準として使用される。 More precisely, a low emission spectrum of sensitivity to oxygen, is used as a reference for the ratio of the two emission intensities. さらに参照によりその全開示内容もこれに援用している米国特許第5,462,880号および米国特許第5,728,422号は、酸素によって実質的な影響を受けず、指示体分子に類似の光分解比を有する基準分子を使用する比測定蛍光酸素検出方法を開示している。 Further U.S. Patent No. 5,462,880 and U.S. Patent No. 5,728,422 which is hereby incorporated also the entire disclosure by reference, substantially unaffected by oxygen, similar to the indicator molecule It discloses a ratiometric fluorescence oxygen sensing method for use a reference molecule having photolysis ratio. それらに加えて、参照によりその全開示内容をこれに援用しているミュラー,B(Muller,B)ほか著,「ANALYST(アナリスト)」第121巻,1996年3月,p. In addition to them, Muller that with the aid of the entire disclosure in this by reference, B (Muller, B) In addition to al., "ANALYST (analyst)," the first 121 Volume, March 1996, p. 339−343は、溶解CO 用の蛍光センサを開示しており、それにおいては青色LED光源が光ファイバ・カプラを介して指示体チャンネルとLED光の輝度における変化を検出する分離された基準光学検出器に指向されている。 339-343 discloses a fluorescence sensor for dissolved CO 2, separate reference optical detecting changes in the luminance of the indicator channel and LED light blue LED light source through an optical fiber coupler in which It is directed to the detector.

さらに、参照によりその全開示内容をこれに援用している米国特許第4,580,059号は、励起光源の輝度における変化を測定するための基準光測定セルを含む蛍光発光ベースのセンサを開示しており、たとえば当該特許文献の第10コラム第1行以下を参照されたい。 Furthermore, reference in US Patent No. 4,580,059, which with the aid of the entire disclosure in this disclosure the fluorescence-based sensor containing a reference light measuring cell for measuring changes in the luminance of the excitation source and is, for example, see below 10 first row column of the patent literature.

図9に示されているように、信号チャンネルおよび基準チャンネル検出器は、背合せのフォトダイオード901および902である。 As shown in Figure 9, the signal channel and the reference channel detector is a photodiode 901 and 902 of the backrest. ここにはフォトダイオードが図示されているが、たとえばフォトレジスタ、フォトトランジスタ等といった多くのほかのタイプの光学検出器も使用可能である。 Although here is shown a photodiode, for example photoresistor, many other types of optical detectors such as a phototransistor or the like can be used. LED903は、図2の光源202に対応する。 LED903 corresponds to light source 202 of FIG. 動作においては、コンパレータ904が、抵抗905、906、および907によってバイアスされたとおりに電源電圧Vssの1/3および2/3においてトリガされるべくセットされる。 In operation, the comparator 904 is set to be triggered in the resistance 905 and 906, and 1/3 and 2/3 of the power supply voltage Vss as biased by 907. コンパレータ904のトリガ電圧は、抵抗の値を変更することによって所望に応じて修正可能である。 Trigger voltage of the comparator 904 can be modified as desired by changing the value of the resistor. キャパシタC2は、タイミング・エレメントであり、その値は信号ならびに基準チャンネルの大きさに関して調整される。 Capacitor C2 is a timing element, its value is adjusted with respect to the signal and the reference channel size. 各フォトダイオードを通る電流は、それに入る入射光の輝度またはエネルギの関数であり、式I=RPによって表される。 Current through each photodiode is luminance or function of the energy of the incident light that enters thereto, represented by the formula I = RP. それにおいて、 In it,
I=電流 R=応答度(アンペア/ワット) I = current R = responsivity (amps / watt)
P=ワットを単位とする光のエネルギ The energy of light to the P = watt units

蛍光発光の実施態様においては、フォトダイオード検出器に当たる入射光のエネルギが分析物の濃度とともに変化する。 In the embodiment of the fluorescence emission, the energy of the incident light strikes the photodiode detector varies with the concentration of the analyte.

図10は、コンパレータ904の端子904a、904b、および904cの電圧レベルを示したタイミング図である。 Figure 10 is a timing diagram illustrating the terminal 904a of the comparator 904, 904b, and the voltage level of 904c. サイクルの開始時においては、出力端子904cの電圧レベルがグラウンド(ロー出力状態)であり、キャパシタC2の電圧レベル(入力端子904bの電圧レベルに対応する)がVss・2/3であり、入力端子904aの電圧レベルがVss・1/3である。 At the start of the cycle, the voltage level of the ground at the output terminal 904c (low output state) (corresponding to the voltage level of the input terminal 904b) voltage level of the capacitor C2 is Vss · 2/3, input terminal voltage level of 904a is Vss · 1/3. この時点においては、フォトダイオード901が順方向バイアスされており、フォトダイオード902が逆方向バイアスされている。 At this point, the photo diode 901 are forward biased photodiode 902 is reverse biased. 順方向バイアスされたフォトダイオード901の端子間電圧降下は、単純にそのスレッショルド値になるが、逆方向バイアスされたフォトダイオード902は、それに当たる入射光に比例する電流の流れを示す。 Voltage drop across the photodiode 901 is forward biased, which will simply its threshold value, a photodiode 902 which is reverse biased, showing the flow of current proportional to the incident light falling on it. この電流は、図10に示されているように、キャパシタC2を、それがVss・1/3の電圧レベルに達するまでdV/dt=I902/C2のレートで放電する。 This current, as shown in Figure 10, a capacitor C2, which is discharged at a rate of dV / dt = I902 / C2 until the voltage level of Vss · 1/3. フォトダイオード電流に関する上記の式を挿入すると、式dV/dt=RP/C2が得られる。 Inserting the above equation relates to the photodiode current, wherein dV / dt = RP / C2 is obtained. Pについてこれを解くと、P=(dV×C2)/(dt×R)となる。 Solving for P, P = a (dV × C2) / (dt × R). それにおいて、 In it,
dV=コンパレータのトリガ・ポイント間の差(この例ではVss・1/3) dV = the difference between the comparator trigger point (Vss-1/3 in this example)
C2=ファラッドを単位とするキャパシタC2の値 dt=充電または放電の時間(外部ユニットにより測定) C2 = the value of the capacitor C2 in units of farads dt = charging or discharging time (measured by the external unit)
R=光検出器の応答度(アンペア/ワット) R = photodetector responsivity (amps / watt)

その時点においてコンパレータ904が、出力端子904c上をハイ出力状態Vssに切り替える。 Comparator 904 at that time, switches the upper output terminal 904c to the high output state Vss. それによりトリガ・ポイント(入力端子904a)がVss・2/3になり、フォトダイオード901および902の極性が反転する。 Thereby trigger point (input terminal 904a) becomes Vss - 2/3, the polarity of the photodiode 901 and 902 is reversed. つまりこの時点において、フォトダイオード901が逆方向バイアスになり、フォトダイオード902が順方向バイアスになる。 That is, in this point, the photo diode 901 is reversed biased photodiode 902 is forward biased.

この状態のフォトダイオード901は、キャパシタC2の充電をコントロールし、dV/dt=I901/C2のレートで、キャパシタC2の電圧がVss・2/3となるまでそれが行われる。 Photodiode 901 in this state, controls the charging of the capacitor C2, at a rate of dV / dt = I901 / C2, it is performed until the voltage of the capacitor C2 becomes Vss · 2/3. キャパシタC2の端子間電圧がVss・2/3に到達すると、コンパレータ904の出力が再びロー出力状態に切り替わる。 When the terminal voltage of the capacitor C2 reaches the Vss · 2/3, the output of the comparator 904 is switched again to a low output state. システムへの電力供給が続く限り、かつフォトダイオード上に入射光が存在する限り、図10に示されているようにこのサイクルが反復される。 Unless the power supply to the system continues, and as long as there is incident light on the photodiode, this cycle is repeated as shown in FIG. 10.

フォトダイオード検出器901および902のそれぞれに対する入射光の輝度が等しい場合には、コンパレータの出力のデューティ・サイクルが50%になる。 When the luminance of the incident light to the same respective photodiode detector 901 and 902, the duty cycle of the output of the comparator is 50%. 各フォトダイオード検出器に対する入射光の輝度が等しくない場合には、キャパシタの充電電流とキャパシタの放電電流に差が生じることになる。 If the luminance of light incident on each photodiode detectors are not equal, so that the difference in charging current and the discharging current of the capacitor of the capacitor occurs. これが図10に示されているケースであり、キャパシタの充電電流がキャパシタの放電電流より大きい。 This is the case shown in FIG. 10, the charging current is greater than the discharge current of the capacitor of the capacitor. 同一のキャパシタが充電され、かつ放電されることから、充電時間と放電時間の差は、2つのフォトダイオード検出器に対する入射光レベルの間の差のみの関数となる。 Same capacitor is charged, and from being discharged, the difference of the charging time and the discharging time is a function only of the difference between the incident light level for two photodiode detector. つまり、コンパレータ904によって生成される矩形波のデューティ・サイクルは、信号チャンネル・フォトダイオード上の入射光と、基準チャンネル・フォトダイオード上の入射光の間における変化を表すことになる。 In other words, the duty cycle of the square wave generated by the comparator 904 will represent the incident light on the signal channel photodiode, the change between light incident on the reference channel photodiode. 分析物の濃度の決定においてコンパレータからの矩形波のデューティ・サイクルにおける変化を処理するための適切なアルゴリズムは、この分野に一般的に知られており(前述した先行技術情報を参照されたい)、それ以上のことをここでは説明しない。 Suitable algorithms for processing the changes in the duty cycle of the square wave from the comparator in determining the concentration of the analyte (see prior art information described above) generally known and in the art, will not be described here is more than that.

矩形波が設定された後は、それを外部ユニットに送信する必要がある。 After the rectangular wave is set, it is necessary to transmit it to the external unit. これは内部コイル908にローディングし、続いて当該内部コイルと誘導結合された外部コイル上の負荷における変化を検出することによってなされる。 This is done by detecting a change in loading on the inner coil 908, followed by loading on the inner coil and the inductively coupled external coil. このローディングは、コンパレータ904の出力端子904cに接続されている抵抗910によって提供される。 This loading is provided by which the resistance 910 is connected to the output terminal 904c of comparator 904. コンパレータがハイ出力状態のときは、電圧レギュレータ909から追加の電流Vss/R910が引き出される。 When the comparator is high output state, the additional current Vss / R910 from the voltage regulator 909 is withdrawn. コンパレータがロー出力状態のときは、この追加の電流が存在しない。 Comparator is at the low output state, this additional current is not present. その結果、抵抗910が負荷として作用し、それが分析物の濃度ならびに基準チャンネルの出力によって決定されるレートで回路内に入り、かつその外に出る。 As a result, the resistance 910 acts as a load, it enters the circuit at a rate determined by the output of the density and the reference channel of the analyte, and exits it. 抵抗910を通る電流が、コイル908を含む内部の同調済みタンク回路によって提供されることから、この抵抗負荷の切り替えは、内部コイル908を含むタンク上の負荷も切り替える。 Current through resistor 910, from being provided by an internal tuned tank circuit including the coil 908, the switching of the resistive load switches also load on the tank including an internal coil 908. 負荷の切り替えにより生じるタンクのインピーダンスの変化は、前述のように、誘導結合された外部コイル上の負荷における対応する変化によって検出される。 Changes in impedance of the tank caused by the switching of the load is detected by a corresponding change in the As described above, inductively coupled load on the external coil. 電圧レギュレータ909は、磁界内のコイルの配置によってもたらされる効果を除去する。 Voltage regulator 909 removes the effect provided by the arrangement of the coils in the magnetic field. LED903は、指示体分子センサ用の励起光を放出する。 LED903 emits excitation light for indicator molecule sensor. LED903用の電力は、電圧レギュレータによって提供される。 Power for LED903 is provided by a voltage regulator. 分析物の測度を読み取る間にわたってLEDの輝度を一定に保つことは重要である。 Keeping over while reading a measure of analyte LED brightness constant is important. 電圧レギュレータの出力のレギュレーションの後は、LEDの輝度が一定になる。 After the regulation of the output of the voltage regulator, LED brightness is constant. この電圧レギュレータのステップ・リカバリ時間は非常に高速であり、ローディング状態の間の遷移は、外部回路における弁別ならびにAC結合を可能にする充分な迅速さを有する。 Step recovery time of the voltage regulator is very fast, the transition between the loading state has sufficient rapidity to enable discrimination and AC coupling in the external circuit.

ここで認識されようが、図6〜8に示した蛍光発光ベースのセンサの実施態様は、開示した本発明を適用することが可能な例にすぎない。 It will be recognized here, embodiments of the fluorescence-based sensor shown in Figures 6-8 are only examples that can be applied to the present invention as disclosed. 本発明は、たとえば参照によりこれに援用されている米国特許出願第09/383,148号(1999年8月28日出願)に記述されているような吸光度ベースのセンサまたは屈折率ベースのセンサといったほかの多数の応用に適用することも可能である。 The present invention is, for example, such as absorbance based sensor or refractive index-based sensors, such as described in U.S. patent application is hereby incorporated No. 09 / 383,148 (August 28, 1999 filed by reference) it is also possible to apply to a number of other applications.

以上、本発明を説明してきたが、当業者にとっては明らかなように、本発明の精神ならびに特許請求の範囲から逸脱することなく多くの方法でそれを変形することが可能である。 Having thus described the invention, it will be apparent to those skilled in the art, it is possible to deform it in many ways without departing from the spirit and scope of the appended claims. たとえば、本発明はアナログ回路を参照して説明されているが、本発明の原理を、適切にプログラムされたディジタル信号プロセッサの使用を介して等しく実施することができる。 For example, the present invention has been described with reference to analog circuits, the principles of the present invention can be implemented equally through the proper use of a programmed digital signal processor. その種の一切の修正は、特許請求の範囲に包含されることが意図されている。 All modifications of such are intended to be encompassed by the following claims.

101 外部ユニット、102 内部ユニット、102b 光学電子回路、102c 負荷、102d コイル。 101 external unit, 102 internal units, 102b optical electronics, 102c load, 102d coil.

Claims (26)

  1. センサデバイスから情報を回収するための装置であって、 An apparatus for recovering information from the sensor device,
    量的な分析物の測度を獲得するための内部センサ・ユニットであり、前記センサ・ユニットのための電源の一部を構成する第1のコイル、および前記第1のコイルのインピーダンスを変化させるセンサ回路を含む内部センサ・ユニットと、 An internal sensor unit for obtaining a measure of quantitative analyte, a first coil constituting a part of the power supply for the sensor unit, and a sensor for changing the impedance of the first coil the internal sensor unit including a circuit,
    第2のコイルであってそれが前記第1のコイルから所定の近接距離内に配置されているときに前記第1のコイルと相互誘導結合される第2のコイル、前記第2のコイルをドライブして前記第1のコイル内に充電電流を誘導するオシレータ、および前記内部センサ・ユニット内の前記インピーダンス変化によって誘導される前記第2のコイルのインピーダンスにおける変動を検出するため、ならびに前記インピーダンス変化に対応する情報信号を提供するための検出器を含む外部ユニットと、 It said first and second coils are mutually inductively coupled when a second coil which is disposed within a predetermined close distance from the first coil, drive the second coil for detecting to variations in the impedance of said first of said second coil induced in the coil oscillator induces a charge current, and by the impedance change of the internal sensor in the unit, and the impedance change and an external unit including a detector for providing a corresponding information signal,
    を備え Equipped with a,
    前記外部ユニットの前記検出器が、前記インピーダンス変化によって生じた電圧波形の振幅における変化を検出するための振幅変調(AM)復調器を含み、前記電圧波形が、前記第1のコイルを介して前記第2のコイル内に誘導的に反映される装置。 Wherein said detector external unit comprises an amplitude modulation (AM) demodulator for detecting a change in the amplitude of the voltage waveform caused by the impedance change, the voltage waveform, via the first coil device is inductively reflected in the second coil.
  2. 前記センサ回路が、前記分析物のに比例する放射エネルギを放出する指示体エレメントを備える請求項1記載の装置。 Said sensor circuit, according to claim 1, further comprising a pointer element that emits radiant energy that is proportional to the amount of the analyte.
  3. 前記センサ回路が、前記指示体エレメントからの放射エネルギを受け取る感光性抵抗を備える請求項2記載の装置。 Said sensor circuit, according to claim 2, further comprising a photosensitive resistor to receive radiant energy from said pointer element.
  4. 前記センサ回路が、さらに放射エネルギの放出を誘発する電磁放射エネルギを放出するための放射源を備える請求項2記載の装置。 Said sensor circuit, according to claim 2, further comprising a radiation source for emitting electromagnetic radiation energy to further induce the release of radiant energy.
  5. 前記指示体エレメントが、前記分析物のレベルに比例する蛍光放射エネルギを放出する請求項2記載の装置。 The indicator element, apparatus according to claim 2, wherein the emitting fluorescent radiation energy is proportional to the level of the analyte.
  6. 前記感光性抵抗が、前記指示体エレメントからの蛍光放射エネルギを受け取る請求項3記載の装置。 The photosensitive resistor The apparatus of claim 3, wherein receiving fluorescence radiation energy from said pointer element.
  7. 前記電磁放射エネルギを放出するための放射源が、蛍光放射エネルギの放出を誘発する請求項4記載の装置。 The radiation source for emitting electromagnetic radiation energy, according to claim 4, wherein the trigger the release of fluorescent radiant energy.
  8. 前記内部ユニットが、哺乳類の体内に埋め込み可能である請求項1記載の装置。 Said internal unit, according to claim 1, wherein the implantable in a mammalian body.
  9. 前記電源が、さらに前記充電電流によって充電される充電キャパシタを含む請求項1記載の装置。 The power apparatus of claim 1 further comprising a charging capacitor charged further by the charging current.
  10. 前記外部ユニットが、さらに波形の振幅内における前記検出された変化をコンピュータ可読形式への変換に適したパルスに変換するためのパルスカウンタを含む請求項1記載の装置。 It said external unit, according to claim 1, further comprising a pulse counter for converting further the detected change in the amplitude of the waveform into a pulse suitable for conversion to a computer-readable format.
  11. 前記内部ユニットは、哺乳類の体内に経口摂取可能である請求項1記載の装置。 It said internal unit, according to claim 1 Symbol mounting device can be orally ingested in a mammal.
  12. 前記内部ユニットは、魚類の体内に埋め込み可能である請求項1記載の装置。 The internal unit The apparatus of claim 1, wherein the implantable in the body of the fish.
  13. 前記内部ユニットは、植物の体内に埋め込み可能である請求項1記載の装置。 The internal unit The apparatus of claim 1, wherein the implantable in the body of the plant.
  14. 前記センサ回路が、前記分析物の量に比例する放射エネルギを吸収する指示体エレメントを備える請求項1記載の装置。 Said sensor circuit, according to claim 1, further comprising a pointer element that absorbs radiant energy that is proportional to the amount of the analyte.
  15. センサデバイスから情報を回収するための装置であって、 An apparatus for recovering information from the sensor device,
    量的な分析物の測度を獲得するための内部センサ・ユニットであり、前記センサ・ユニットのための電源の一部を構成する第1のコイル、および前記第1のコイルのインピーダンスを変化させるセンサ回路を含むものとし、かつ前記センサ回路が分析物測度情報に反応する信号チャンネル検出器、および基準測度情報に反応する基準チャンネル検出器を含み、前記信号チャンネル検出器ならびに前記基準チャンネル検出器の出力が、前記インピーダンスを変化させるためにセンサ測度情報内において結合されるものとする内部センサ・ユニットと、 An internal sensor unit for obtaining a measure of quantitative analyte, a first coil constituting a part of the power supply for the sensor unit, and a sensor for changing the impedance of the first coil It is intended to include circuitry, and the signal channel detector that the sensor circuit is responsive to the analyte measure information, and includes a reference channel detector that reacts to the reference measure information, the output of the signal channel detector and said reference channel detector an internal sensor units shall be combined in the sensor measures information in order to change the impedance,
    第2のコイルであってそれが前記第1のコイルから所定の近接距離内に配置されているときに前記第1のコイルと相互誘導結合される第2のコイル、前記第2のコイルをドライブして前記第1のコイル内に充電電流を誘導するオシレータ、および前記内部センサ・ユニット内の前記インピーダンス変化によって誘導される前記第2のコイルのインピーダンスにおける変動を検出するため、ならびに前記インピーダンス変化に対応する情報信号を提供するための検出器を含む外部ユニットと、 It said first and second coils are mutually inductively coupled when a second coil which is disposed within a predetermined close distance from the first coil, drive the second coil for detecting to variations in the impedance of said first of said second coil induced in the coil oscillator induces a charge current, and by the impedance change of the internal sensor in the unit, and the impedance change and an external unit including a detector for providing a corresponding information signal,
    を備え、 Equipped with a,
    前記信号チャンネル検出器ならびに基準チャンネル検出器がフォトダイオードである装置。 The signal channel detector and apparatus reference channel detector is a photodiode.
  16. 前記信号チャンネル検出器のフォトダイオードと前記基準チャンネル検出器のフォトダイオードが、そのカソード同士が接続されている請求項15記載の装置。 Photo diode and the reference channel detector of the photodiode of the signal channel detector apparatus of claim 15, wherein the cathode are connected to each other.
  17. センサデバイスから情報を回収するための装置であって、 An apparatus for recovering information from the sensor device,
    量的な分析物の測度を獲得するための内部センサ・ユニットであり、前記センサ・ユニットのための電源の一部を構成する第1のコイル、および前記第1のコイルのインピーダンスを変化させるセンサ回路を含むものとし、かつ前記センサ回路が分析物測度情報に反応する信号チャンネル検出器、および基準測度情報に反応する基準チャンネル検出器を含み、前記信号チャンネル検出器ならびに前記基準チャンネル検出器の出力が、前記インピーダンスを変化させるためにセンサ測度情報内において結合されるものとする内部センサ・ユニットと、 An internal sensor unit for obtaining a measure of quantitative analyte, a first coil constituting a part of the power supply for the sensor unit, and a sensor for changing the impedance of the first coil It is intended to include circuitry, and the signal channel detector that the sensor circuit is responsive to the analyte measure information, and includes a reference channel detector that reacts to the reference measure information, the output of the signal channel detector and said reference channel detector an internal sensor units shall be combined in the sensor measures information in order to change the impedance,
    第2のコイルであってそれが前記第1のコイルから所定の近接距離内に配置されているときに前記第1のコイルと相互誘導結合される第2のコイル、前記第2のコイルをドライブして前記第1のコイル内に充電電流を誘導するオシレータ、および前記内部センサ・ユニット内の前記インピーダンス変化によって誘導される前記第2のコイルのインピーダンスにおける変動を検出するため、ならびに前記インピーダンス変化に対応する情報信号を提供するための検出器を含む外部ユニットと、 It said first and second coils are mutually inductively coupled when a second coil which is disposed within a predetermined close distance from the first coil, drive the second coil for detecting to variations in the impedance of said first of said second coil induced in the coil oscillator induces a charge current, and by the impedance change of the internal sensor in the unit, and the impedance change and an external unit including a detector for providing a corresponding information signal,
    を備え With a
    前記信号チャンネル検出器および前記基準チャンネル検出器の一方が、前記インピーダンス変化の正の遷移時間を決定可能な出力を生成し、その他方が、前記インピーダンス変化の負の遷移時間を決定可能な出力を生成し、その結果、正の負荷の持続時間と負の負荷の持続時間の間における時間の差が、分析物の濃度をはじめ、前記基準チャンネル検出器の出力と前記信号チャンネル検出器の出力の間における差を表す装置。 One of said signal channel detector and said reference channel detector generates a determinable outputs a positive transition time of the impedance change, other it is, a determinable outputs a negative transition time of the impedance change produced, as a result, the time difference between the duration of the positive duration and negative load of load, including the concentration of the analyte, the output of the signal channel detector and an output of the reference channel detector device representing the difference between.
  18. 前記センサ回路が、フォトダイオード、コンパレータ、および抵抗を備え、それらが互いに機能的に結合されて分析物の濃度の関数としてインピーダンス変化を提供する請求項2記載の装置。 Said sensor circuit, a photodiode, a comparator, and includes a resistor device according to claim 2 which provides an impedance change as a function of the concentration of them with each other operably linked to the analyte.
  19. センサシステムであって、 A sensor system,
    第1コイルと、 A first coil,
    前記第1コイルに接続される電圧レギュレータと、 A voltage regulator connected to said first coil,
    前記第1コイルに接続される抵抗と、 A resistor connected to the first coil,
    前記電圧レギュレータと前記抵抗に接続され、センサ測度情報に基づき前記第1コイルのインピーダンスを変化させるセンサ回路であって、 Which is connected to the voltage regulator to the resistor, a sensor circuit for changing the impedance of said first coil based on the sensor measures information,
    分析物の存在または濃度を検出する信号チャンネル検出器と、 A signal channel detector for detecting the presence or concentration of an analyte,
    前記分析物に応答しない基準チャンネル検出器と、 A reference channel detector that does not respond to the analyte,
    前記抵抗に接続され、前記信号及び基準チャンネル検出器により供給されるセンサ測度情報に基づき変化する出力電圧レベルを有する比較器であって、複数の所定電圧レベルにおいてトリガするための複数の抵抗器によりバイアスされる比較器と、 Connected to said resistor, a comparator having an output voltage level that varies based on the sensor measures information supplied by the signal and reference-channel detector, a plurality of resistors to trigger at a plurality of predetermined voltage levels a comparator biased,
    を含むセンサ回路と、 And a sensor circuit, including,
    を含む内部ユニットと、 And an internal unit, including,
    外部ユニットであって、 An external unit,
    第2コイルと、 And the second coil,
    前記第2コイルに接続され、前記第2コイルが前記第1コイルに誘導的に結合されるときに前記第1コイルに充電電流を生じさせるオシレータと、 Is connected to the second coil, an oscillator generating a charging current to said first coil when said second coil is inductively coupled to the first coil,
    前記第2コイルに接続され、第2コイルが前記第1コイルに誘導的に結合されるときにインピーダンス変化を検出する検出器と、 Is connected to the second coil, a detector for detecting the impedance change when the second coil is inductively coupled to said first coil,
    を含む外部ユニットと、 And an external unit, including,
    を備えるセンサシステム Sensor system comprising a.
  20. 前記複数の所定電圧レベルは、低コンパレータ出力電圧レベルに関連する第1所定電圧レベルと、高コンパレータ出力電圧レベルに関連する第2所定電圧レベルを含む請求項19記載のセンサシステム Wherein the plurality of predetermined voltage level, the sensor system of claim 19 further comprising a first predetermined voltage level associated with a low comparator output voltage level, a second predetermined voltage level associated with a high comparator output voltage level.
  21. 前記低コンパレータ出力電圧レベルは、前記インピーダンスを低レベルに変化させ、前記高コンパレータ出力レベルは、前記インピーダンスを高レベルに変化させる請求項20記載のセンサシステム。 The low comparator output voltage level, the impedance is changed to low level, the high comparator output level, the sensor system of claim 20, wherein for changing the impedance to the high level.
  22. 前記センサ回路は、光源を含み、前記信号及び基準チャンネル検出器は、そのカソード同士を接続して配置されるフォトダイオードである請求項19記載のセンサシステム。 The sensor circuit includes a light source, said signal and reference channel detector, the sensor system of claim 19 wherein the photodiode is arranged by connecting the cathodes of.
  23. 前記センサ回路は、前記フォトダイオードとコンパレータに接続され、前記コンパレータへの入力電圧レベルの一つを制御するキャパシタを含む請求項22記載のセンサシステム。 The sensor circuit is connected to the photodiode and a comparator, the sensor system of claim 22 further comprising a capacitor for controlling an input voltage level to said comparator.
  24. 前記フォトダイオードは、前記キャパシタの充電及び放電周波数を制御する請求項23記載のセンサシステム。 The photodiode sensor system of claim 23, wherein controlling the charging and discharging frequency of the capacitor.
  25. 前記コンパレータの出力は、前記フォトダイオードのそれぞれの入射光強度に依存するデューティサイクル及び/又は周波数を有する矩形波である請求項24記載のセンサシステム。 The output of the comparator, the sensor system of claim 24 wherein a square wave having a duty cycle and / or frequency dependent on the respective incident light intensity of the photodiode.
  26. 前記検出器は、インピーダンス変化をエンコードするための、振幅変調復調器及びパルスカウンタを含む請求項25記載のセンサシステム。 The detector, for encoding the impedance change, the sensor system of claim 25 further comprising an amplitude modulation demodulator and a pulse counter.
JP2012096246A 2000-06-29 2012-04-20 Embedded sensor processing system Active JP5561876B2 (en)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/605,706 US6400974B1 (en) 2000-06-29 2000-06-29 Implanted sensor processing system and method for processing implanted sensor output
US09/605,706 2000-06-29

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2002506636 Division 2001-06-27

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2012143616A JP2012143616A (en) 2012-08-02
JP5561876B2 true JP5561876B2 (en) 2014-07-30

Family

ID=24424838

Family Applications (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2002506636A Active JP5033295B2 (en) 2000-06-29 2001-06-27 Embedded sensor processing system and method
JP2012096246A Active JP5561876B2 (en) 2000-06-29 2012-04-20 Embedded sensor processing system
JP2014044758A Active JP5832571B2 (en) 2000-06-29 2014-03-07 Embedded sensor processing system

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2002506636A Active JP5033295B2 (en) 2000-06-29 2001-06-27 Embedded sensor processing system and method

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2014044758A Active JP5832571B2 (en) 2000-06-29 2014-03-07 Embedded sensor processing system

Country Status (13)

Country Link
US (1) US6400974B1 (en)
EP (2) EP1294276A1 (en)
JP (3) JP5033295B2 (en)
KR (2) KR100911887B1 (en)
CN (1) CN100369577C (en)
AU (2) AU1674702A (en)
BR (1) BR0112049A (en)
CA (1) CA2413758C (en)
DK (1) DK2103250T3 (en)
HK (1) HK1135010A1 (en)
MX (1) MXPA03000138A (en)
TW (1) TW581670B (en)
WO (1) WO2002002005A1 (en)

Families Citing this family (190)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8527026B2 (en) 1997-03-04 2013-09-03 Dexcom, Inc. Device and method for determining analyte levels
US6001067A (en) 1997-03-04 1999-12-14 Shults; Mark C. Device and method for determining analyte levels
US6741877B1 (en) * 1997-03-04 2004-05-25 Dexcom, Inc. Device and method for determining analyte levels
US20050033132A1 (en) 1997-03-04 2005-02-10 Shults Mark C. Analyte measuring device
US6862465B2 (en) 1997-03-04 2005-03-01 Dexcom, Inc. Device and method for determining analyte levels
US8688188B2 (en) 1998-04-30 2014-04-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8465425B2 (en) 1998-04-30 2013-06-18 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6175752B1 (en) 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8974386B2 (en) 1998-04-30 2015-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8346337B2 (en) 1998-04-30 2013-01-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US9066695B2 (en) 1998-04-30 2015-06-30 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US20060211931A1 (en) * 2000-05-02 2006-09-21 Blank Thomas B Noninvasive analyzer sample probe interface method and apparatus
US7606608B2 (en) * 2000-05-02 2009-10-20 Sensys Medical, Inc. Optical sampling interface system for in-vivo measurement of tissue
US7553280B2 (en) * 2000-06-29 2009-06-30 Sensors For Medicine And Science, Inc. Implanted sensor processing system and method
US6560471B1 (en) 2001-01-02 2003-05-06 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US20030032874A1 (en) 2001-07-27 2003-02-13 Dexcom, Inc. Sensor head for use with implantable devices
US6702857B2 (en) 2001-07-27 2004-03-09 Dexcom, Inc. Membrane for use with implantable devices
US7699059B2 (en) * 2002-01-22 2010-04-20 Cardiomems, Inc. Implantable wireless sensor
US6855115B2 (en) * 2002-01-22 2005-02-15 Cardiomems, Inc. Implantable wireless sensor for pressure measurement within the heart
US9282925B2 (en) 2002-02-12 2016-03-15 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
US20050187439A1 (en) * 2003-03-07 2005-08-25 Blank Thomas B. Sampling interface system for in-vivo estimation of tissue analyte concentration
US8718738B2 (en) * 2002-03-08 2014-05-06 Glt Acquisition Corp. Method and apparatus for coupling a sample probe with a sample site
US20050054908A1 (en) * 2003-03-07 2005-03-10 Blank Thomas B. Photostimulation method and apparatus in combination with glucose determination
US8504128B2 (en) * 2002-03-08 2013-08-06 Glt Acquisition Corp. Method and apparatus for coupling a channeled sample probe to tissue
US7697966B2 (en) * 2002-03-08 2010-04-13 Sensys Medical, Inc. Noninvasive targeting system method and apparatus
US20070149868A1 (en) * 2002-03-08 2007-06-28 Blank Thomas B Method and Apparatus for Photostimulation Enhanced Analyte Property Estimation
US7440786B2 (en) * 2002-03-08 2008-10-21 Sensys Medical, Inc. Method and apparatus for presentation of noninvasive glucose concentration information
US20070234300A1 (en) * 2003-09-18 2007-10-04 Leake David W Method and Apparatus for Performing State-Table Driven Regression Testing
IL163538D0 (en) * 2002-03-08 2005-12-18 Sensys Medical Inc Compact apparatus for noninvasive measurement of glucose through nearinfrared spectroscopy
US7226978B2 (en) 2002-05-22 2007-06-05 Dexcom, Inc. Techniques to improve polyurethane membranes for implantable glucose sensors
US7761130B2 (en) 2003-07-25 2010-07-20 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
US7828728B2 (en) 2003-07-25 2010-11-09 Dexcom, Inc. Analyte sensor
AU2002951217A0 (en) 2002-09-04 2002-09-19 Cochlear Limited Method and apparatus for measurement of transmitter/receiver separation
WO2004044557A2 (en) * 2002-11-12 2004-05-27 Argose, Inc. Non-invasive measurement of analytes
US20040106163A1 (en) * 2002-11-12 2004-06-03 Workman Jerome James Non-invasive measurement of analytes
US7811231B2 (en) 2002-12-31 2010-10-12 Abbott Diabetes Care Inc. Continuous glucose monitoring system and methods of use
US7587287B2 (en) 2003-04-04 2009-09-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for transferring analyte test data
US7134999B2 (en) 2003-04-04 2006-11-14 Dexcom, Inc. Optimized sensor geometry for an implantable glucose sensor
CA2522281C (en) * 2003-04-15 2014-02-04 Sensors For Medicine And Science, Inc. System and method for attenuating the effect of ambient light on an optical sensor
US7679407B2 (en) 2003-04-28 2010-03-16 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing peak detection circuitry for data communication systems
US7192450B2 (en) 2003-05-21 2007-03-20 Dexcom, Inc. Porous membranes for use with implantable devices
US7875293B2 (en) 2003-05-21 2011-01-25 Dexcom, Inc. Biointerface membranes incorporating bioactive agents
US7108778B2 (en) * 2003-07-25 2006-09-19 Dexcom, Inc. Electrochemical sensors including electrode systems with increased oxygen generation
WO2005011520A2 (en) 2003-07-25 2005-02-10 Dexcom, Inc. Oxygen enhancing membrane systems for implantable devices
EP1649260A4 (en) 2003-07-25 2010-07-07 Dexcom Inc Electrode systems for electrochemical sensors
US20050027175A1 (en) * 2003-07-31 2005-02-03 Zhongping Yang Implantable biosensor
US8761856B2 (en) 2003-08-01 2014-06-24 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US7778680B2 (en) 2003-08-01 2010-08-17 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US20050038331A1 (en) * 2003-08-14 2005-02-17 Grayson Silaski Insertable sensor assembly having a coupled inductor communicative system
US8010174B2 (en) 2003-08-22 2011-08-30 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
US9247901B2 (en) 2003-08-22 2016-02-02 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
WO2007102842A2 (en) 2006-03-09 2007-09-13 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing analyte sensor data
NZ528542A (en) * 2003-09-29 2006-09-29 Auckland Uniservices Ltd Inductively-powered power transfer system with one or more, independently controlled loads
US7299082B2 (en) 2003-10-31 2007-11-20 Abbott Diabetes Care, Inc. Method of calibrating an analyte-measurement device, and associated methods, devices and systems
US20050176136A1 (en) * 2003-11-19 2005-08-11 Dexcom, Inc. Afinity domain for analyte sensor
US20050120572A1 (en) * 2003-12-05 2005-06-09 Jack Valenti Hinge-mounted door leveling devices and assemblies
AT480761T (en) 2003-12-05 2010-09-15 Dexcom Inc Calibration methods for a continuous analyte sensor
US7081195B2 (en) * 2003-12-08 2006-07-25 Dexcom, Inc. Systems and methods for improving electrochemical analyte sensors
EP1711791B1 (en) 2003-12-09 2014-10-15 DexCom, Inc. Signal processing for continuous analyte sensor
US7787926B2 (en) * 2003-12-17 2010-08-31 Check-Cap LLC Intra-lumen polyp detection
US9392961B2 (en) 2003-12-17 2016-07-19 Check-Cap Ltd. Intra-lumen polyp detection
WO2005065241A2 (en) * 2003-12-24 2005-07-21 Argose, Inc. Smmr (small molecule metabolite reporters) for use as in vivo glucose biosensors
US8165651B2 (en) * 2004-02-09 2012-04-24 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor, and associated system and method employing a catalytic agent
US7699964B2 (en) * 2004-02-09 2010-04-20 Abbott Diabetes Care Inc. Membrane suitable for use in an analyte sensor, analyte sensor, and associated method
US8771183B2 (en) 2004-02-17 2014-07-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system
US7713745B2 (en) 2004-04-13 2010-05-11 Sensors For Medicine And Science, Inc. Non-covalent immobilization of indicator molecules
US20080033275A1 (en) * 2004-04-28 2008-02-07 Blank Thomas B Method and Apparatus for Sample Probe Movement Control
US8868147B2 (en) * 2004-04-28 2014-10-21 Glt Acquisition Corp. Method and apparatus for controlling positioning of a noninvasive analyzer sample probe
US7519406B2 (en) 2004-04-28 2009-04-14 Sensys Medical, Inc. Noninvasive analyzer sample probe interface method and apparatus
US8277713B2 (en) 2004-05-03 2012-10-02 Dexcom, Inc. Implantable analyte sensor
US7657297B2 (en) * 2004-05-03 2010-02-02 Dexcom, Inc. Implantable analyte sensor
US20050245799A1 (en) * 2004-05-03 2005-11-03 Dexcom, Inc. Implantable analyte sensor
US8792955B2 (en) 2004-05-03 2014-07-29 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
JP5175092B2 (en) 2004-06-01 2013-04-03 クワラタ トレーディング リミティド invitro techniques using stem cells
US20060270922A1 (en) 2004-07-13 2006-11-30 Brauker James H Analyte sensor
US20080242961A1 (en) * 2004-07-13 2008-10-02 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
WO2006006166A2 (en) 2004-07-14 2006-01-19 Glusense, Ltd. Implantable power sources and sensors
CN1597011B (en) 2004-07-27 2011-06-29 天津大学 Outlay brain deep part stimulator
US8073548B2 (en) * 2004-08-24 2011-12-06 Sensors For Medicine And Science, Inc. Wristband or other type of band having an adjustable antenna for use with a sensor reader
US7545272B2 (en) 2005-02-08 2009-06-09 Therasense, Inc. RF tag on test strips, test strip vials and boxes
US20060206018A1 (en) * 2005-03-04 2006-09-14 Alan Abul-Haj Method and apparatus for noninvasive targeting
US20070173710A1 (en) * 2005-04-08 2007-07-26 Petisce James R Membranes for an analyte sensor
US7651596B2 (en) 2005-04-08 2010-01-26 Dexcom, Inc. Cellulosic-based interference domain for an analyte sensor
US8060174B2 (en) 2005-04-15 2011-11-15 Dexcom, Inc. Analyte sensing biointerface
US7308292B2 (en) 2005-04-15 2007-12-11 Sensors For Medicine And Science, Inc. Optical-based sensing devices
US8744546B2 (en) 2005-05-05 2014-06-03 Dexcom, Inc. Cellulosic-based resistance domain for an analyte sensor
US20060249381A1 (en) * 2005-05-05 2006-11-09 Petisce James R Cellulosic-based resistance domain for an analyte sensor
US7768408B2 (en) 2005-05-17 2010-08-03 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing data management in data monitoring system
WO2007027691A1 (en) 2005-08-31 2007-03-08 University Of Virginia Patent Foundation Improving the accuracy of continuous glucose sensors
US7583190B2 (en) 2005-10-31 2009-09-01 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data communication in data monitoring and management systems
US8029441B2 (en) 2006-02-28 2011-10-04 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor transmitter unit configuration for a data monitoring and management system
US7885698B2 (en) 2006-02-28 2011-02-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing continuous calibration of implantable analyte sensors
TW200734462A (en) 2006-03-08 2007-09-16 In Motion Invest Ltd Regulating stem cells
US7620438B2 (en) 2006-03-31 2009-11-17 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for powering an electronic device
US7801582B2 (en) 2006-03-31 2010-09-21 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring and management system and methods therefor
US8364231B2 (en) 2006-10-04 2013-01-29 Dexcom, Inc. Analyte sensor
AU2008230832A1 (en) 2007-03-26 2008-10-02 Dexcom, Inc. Analyte sensor
DE102007003341B4 (en) * 2007-01-17 2018-01-04 Eyesense Ag Ocular sensor and measurement system for detecting an analyte in an ocular fluid
WO2008096358A2 (en) 2007-02-06 2008-08-14 Yoav Kimchy Intra-lumen polyp detection
US20080199894A1 (en) 2007-02-15 2008-08-21 Abbott Diabetes Care, Inc. Device and method for automatic data acquisition and/or detection
JP5148890B2 (en) * 2007-02-16 2013-02-20 フクダ電子株式会社 Medical telemetry transmitter, the charger, transmission method and charging method
US8123686B2 (en) 2007-03-01 2012-02-28 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing rolling data in communication systems
JP5017652B2 (en) * 2007-03-26 2012-09-05 国立大学法人東京海洋大学 Biosensor use and to measure the glucose concentration in the fish vivo
CA2683959C (en) 2007-04-14 2017-08-29 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system
US9008743B2 (en) 2007-04-14 2015-04-14 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system
WO2009096992A1 (en) 2007-04-14 2009-08-06 Abbott Diabetes Care, Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system
EP2137637A4 (en) * 2007-04-14 2012-06-20 Abbott Diabetes Care Inc Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system
US9204827B2 (en) 2007-04-14 2015-12-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system
US8456301B2 (en) 2007-05-08 2013-06-04 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US7928850B2 (en) 2007-05-08 2011-04-19 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US20080281171A1 (en) * 2007-05-08 2008-11-13 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring system and methods
US8461985B2 (en) 2007-05-08 2013-06-11 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US8665091B2 (en) 2007-05-08 2014-03-04 Abbott Diabetes Care Inc. Method and device for determining elapsed sensor life
US10002233B2 (en) 2007-05-14 2018-06-19 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system
US8260558B2 (en) 2007-05-14 2012-09-04 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system
US8560038B2 (en) 2007-05-14 2013-10-15 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system
US8444560B2 (en) 2007-05-14 2013-05-21 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system
US8239166B2 (en) 2007-05-14 2012-08-07 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system
US9125548B2 (en) 2007-05-14 2015-09-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system
US8103471B2 (en) 2007-05-14 2012-01-24 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system
US8600681B2 (en) 2007-05-14 2013-12-03 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system
EP2152350A4 (en) 2007-06-08 2013-03-27 Dexcom Inc Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor
TW200911773A (en) * 2007-06-12 2009-03-16 Solvay Epichlorohydrin, manufacturing process and use
US8597188B2 (en) 2007-06-21 2013-12-03 Abbott Diabetes Care Inc. Health management devices and methods
AU2008265542B2 (en) 2007-06-21 2014-07-24 Abbott Diabetes Care Inc. Health monitor
US8160900B2 (en) 2007-06-29 2012-04-17 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring and management device and method to analyze the frequency of user interaction with the device
US8834366B2 (en) 2007-07-31 2014-09-16 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor calibration
US20090036759A1 (en) * 2007-08-01 2009-02-05 Ault Timothy E Collapsible noninvasive analyzer method and apparatus
US9968742B2 (en) 2007-08-29 2018-05-15 Medtronic Minimed, Inc. Combined sensor and infusion set using separated sites
US20120046533A1 (en) 2007-08-29 2012-02-23 Medtronic Minimed, Inc. Combined sensor and infusion sets
EP2045791B1 (en) * 2007-10-01 2014-01-15 Siemens Aktiengesellschaft An electronic device
US20090247984A1 (en) * 2007-10-24 2009-10-01 Masimo Laboratories, Inc. Use of microneedles for small molecule metabolite reporter delivery
US8417312B2 (en) 2007-10-25 2013-04-09 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
US9135402B2 (en) 2007-12-17 2015-09-15 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
US9839395B2 (en) 2007-12-17 2017-12-12 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
WO2009121026A1 (en) 2008-03-28 2009-10-01 Dexcom, Inc. Polymer membranes for continuous analyte sensors
US7826382B2 (en) 2008-05-30 2010-11-02 Abbott Diabetes Care Inc. Close proximity communication device and methods
US9392969B2 (en) 2008-08-31 2016-07-19 Abbott Diabetes Care Inc. Closed loop control and signal attenuation detection
KR20110069084A (en) * 2008-09-19 2011-06-22 센서즈 포 메드슨 앤드 사이언스 인코포레이티드 Optical sensor assembly
US8219173B2 (en) 2008-09-30 2012-07-10 Abbott Diabetes Care Inc. Optimizing analyte sensor calibration
US20100160749A1 (en) * 2008-12-24 2010-06-24 Glusense Ltd. Implantable optical glucose sensing
WO2010127050A1 (en) 2009-04-28 2010-11-04 Abbott Diabetes Care Inc. Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system
US8368556B2 (en) 2009-04-29 2013-02-05 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system
EP2448485A4 (en) 2009-07-02 2014-07-16 Dexcom Inc Analyte sensor
US8478557B2 (en) 2009-07-31 2013-07-02 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte monitoring system calibration accuracy
JP5795584B2 (en) 2009-08-31 2015-10-14 アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッドAbbott Diabetes Care Inc. Medical devices
EP2473099A4 (en) 2009-08-31 2015-01-14 Abbott Diabetes Care Inc Analyte monitoring system and methods for managing power and noise
US20110082356A1 (en) 2009-10-01 2011-04-07 Medtronic Minimed, Inc. Analyte sensor apparatuses having interference rejection membranes and methods for making and using them
US20110288388A1 (en) 2009-11-20 2011-11-24 Medtronic Minimed, Inc. Multi-conductor lead configurations useful with medical device systems and methods for making and using them
US8660628B2 (en) 2009-12-21 2014-02-25 Medtronic Minimed, Inc. Analyte sensors comprising blended membrane compositions and methods for making and using them
US9326709B2 (en) 2010-03-10 2016-05-03 Abbott Diabetes Care Inc. Systems, devices and methods for managing glucose levels
US20110230735A1 (en) 2010-03-16 2011-09-22 Medtronic Minimed, Inc. Analyte sensor apparatuses having improved electrode configurations and methods for making and using them
KR101116856B1 (en) 2010-05-19 2012-03-07 연세대학교 산학협력단 A method for detecting a neural signal processing unit and the neural signals
US8635046B2 (en) 2010-06-23 2014-01-21 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for evaluating analyte sensor response characteristics
US9215995B2 (en) 2010-06-23 2015-12-22 Medtronic Minimed, Inc. Sensor systems having multiple probes and electrode arrays
CN103002799B (en) * 2010-06-24 2017-02-08 日本先锋公司 Light detecting device and a fluid measurement device
US10136845B2 (en) 2011-02-28 2018-11-27 Abbott Diabetes Care Inc. Devices, systems, and methods associated with analyte monitoring devices and devices incorporating the same
CN107019515A (en) 2011-02-28 2017-08-08 雅培糖尿病护理公司 Devices, systems, and methods associated with analyte monitoring devices and devices incorporating the same
JP6084172B2 (en) 2011-03-15 2017-02-22 センセオニクス,インコーポレーテッド Protection integrated catalytic oxidation-sensitive materials
US9008744B2 (en) 2011-05-06 2015-04-14 Medtronic Minimed, Inc. Method and apparatus for continuous analyte monitoring
US9037205B2 (en) 2011-06-30 2015-05-19 Glusense, Ltd Implantable optical glucose sensing
AU2012322673A1 (en) * 2011-10-11 2014-05-29 Senseonics, Incorporated Electrodynamic field strength triggering system
WO2013066849A1 (en) 2011-10-31 2013-05-10 Abbott Diabetes Care Inc. Model based variable risk false glucose threshold alarm prevention mechanism
WO2013066873A1 (en) 2011-10-31 2013-05-10 Abbott Diabetes Care Inc. Electronic devices having integrated reset systems and methods thereof
JP6443802B2 (en) 2011-11-07 2018-12-26 アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッドAbbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and method
US9317656B2 (en) 2011-11-23 2016-04-19 Abbott Diabetes Care Inc. Compatibility mechanisms for devices in a continuous analyte monitoring system and methods thereof
US8710993B2 (en) 2011-11-23 2014-04-29 Abbott Diabetes Care Inc. Mitigating single point failure of devices in an analyte monitoring system and methods thereof
US9493807B2 (en) 2012-05-25 2016-11-15 Medtronic Minimed, Inc. Foldover sensors and methods for making and using them
US20140012115A1 (en) 2012-07-03 2014-01-09 Medtronic Minimed, Inc. Plasma deposited adhesion promoter layers for use with analyte sensors
US10132793B2 (en) 2012-08-30 2018-11-20 Abbott Diabetes Care Inc. Dropout detection in continuous analyte monitoring data during data excursions
US9968306B2 (en) 2012-09-17 2018-05-15 Abbott Diabetes Care Inc. Methods and apparatuses for providing adverse condition notification with enhanced wireless communication range in analyte monitoring systems
US9907492B2 (en) 2012-09-26 2018-03-06 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for improving lag correction during in vivo measurement of analyte concentration with analyte concentration variability and range data
US9788765B2 (en) 2012-09-28 2017-10-17 Dexcom, Inc. Zwitterion surface modifications for continuous sensors
US10194840B2 (en) 2012-12-06 2019-02-05 Medtronic Minimed, Inc. Microarray electrodes useful with analyte sensors and methods for making and using them
WO2014116293A1 (en) 2013-01-22 2014-07-31 Medtronic Minimed, Inc. Muting glucose sensor oxygen response and reducing electrode edge growth with pulsed current plating
US20140275782A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Check Cap Ltd. Activation of imaging capsules with alternating current
US10076285B2 (en) 2013-03-15 2018-09-18 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor fault detection using analyte sensor data pattern comparison
US9474475B1 (en) 2013-03-15 2016-10-25 Abbott Diabetes Care Inc. Multi-rate analyte sensor data collection with sample rate configurable signal processing
CA2913780A1 (en) 2013-06-19 2014-12-24 Senseonics, Incorporated A remotely powered sensor with antenna location independent of sensing site
US9963556B2 (en) 2013-09-18 2018-05-08 Senseonics, Incorporated Critical point drying of hydrogels in analyte sensors
CN105593665A (en) * 2013-10-04 2016-05-18 梅西大学 In-situ optical density sensor
US20150122647A1 (en) 2013-11-07 2015-05-07 Medtronic Minimed, Inc. Enzyme matrices for use with ethylene oxide sterilization
DE102013225101A1 (en) * 2013-12-06 2015-07-02 Siemens Aktiengesellschaft System and method for feedback-free communication
US9958444B2 (en) * 2014-05-30 2018-05-01 Sober stearing Sensors Canada, Inc. Apparatus, systems and methods for sensing an analyte such as ethanol
US9901293B2 (en) * 2015-02-24 2018-02-27 Senseonics, Incorporated Analyte sensor
CN109312383A (en) 2016-04-28 2019-02-05 美敦力泌力美公司 In-situ chemical storehouse for continuous glucose sensor
US20170347933A1 (en) 2016-06-06 2017-12-07 Medtronic Minimed, Inc. Polycarbonate urea/urethane polymers for use with analyte sensors
CN108498069A (en) * 2017-02-23 2018-09-07 光宝电子(广州)有限公司 Wearable electronic device and emergency help seeking method thereof
US20190008425A1 (en) 2017-03-17 2019-01-10 Medtronic Minimed, Inc. Metal pillar device structures and methods for making and using them in electrochemical and/or electrocatalytic applications
US20190000358A1 (en) 2017-06-30 2019-01-03 Medtronic Minimed, Inc. Novel sensor initialization methods for faster body sensor response

Family Cites Families (38)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS36022343B1 (en) 1959-12-24 1961-11-18 Univ Tokyo
US3576554A (en) 1967-11-30 1971-04-27 Fairchild Hiller Corp Passive telemetry system
US3612866A (en) 1969-07-08 1971-10-12 Brian Stevens Instrument for determining oxygen quantities by measuring oxygen quenching of fluorescent radiation
US3872455A (en) 1971-11-17 1975-03-18 Monitron Ind Physiological measurement display system
US3800300A (en) 1971-12-23 1974-03-26 Ball Corp Condition responsive signal producing device
US3853117A (en) 1972-05-15 1974-12-10 Berkeley Bio Eng Inc Pressure sensing system and method
US3949388A (en) * 1972-11-13 1976-04-06 Monitron Industries, Inc. Physiological sensor and transmitter
GB1505130A (en) 1974-05-07 1978-03-22 Seiko Instr & Electronics Systems for detecting information in an artificial cardiac pacemaker
US3972320A (en) 1974-08-12 1976-08-03 Gabor Ujhelyi Kalman Patient monitoring system
GB1543155A (en) 1975-05-02 1979-03-28 Nat Res Dev Transponders
US4186749A (en) 1977-05-12 1980-02-05 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Induction powered biological radiosonde
US4494545A (en) * 1980-05-27 1985-01-22 Cordis Corporation Implant telemetry system
US4361153A (en) * 1980-05-27 1982-11-30 Cordis Corporation Implant telemetry system
JPS6350758B2 (en) * 1980-08-26 1988-10-11 Matsushita Electric Ind Co Ltd
AT390840B (en) 1983-06-08 1990-07-10 Avl Verbrennungskraft Messtech A process for the fluorometric determination of the concentration of a substance contained in materials and arrangement for performing this method
US5190729A (en) 1986-09-08 1993-03-02 C. R. Bard, Inc. Luminescent oxygen sensor based on a lanthanide complex
US4861727A (en) 1986-09-08 1989-08-29 C. R. Bard, Inc. Luminescent oxygen sensor based on a lanthanide complex
US4861163A (en) * 1988-01-06 1989-08-29 Amoco Corporation Ellipsoidal cylinder fluorescence analyzer
US5024224A (en) * 1988-09-01 1991-06-18 Storz Instrument Company Method of readout of implanted hearing aid device and apparatus therefor
US5218207A (en) 1989-01-19 1993-06-08 Futrex, Inc. Using led harmonic wavelengths for near-infrared quantitative
US5094959A (en) 1989-04-26 1992-03-10 Foxs Labs Method and material for measurement of oxygen concentration
JP2910858B2 (en) 1989-08-31 1999-06-23 富士重工業株式会社 Knocking detection method of engine
JP2830483B2 (en) * 1991-02-05 1998-12-02 株式会社デンソー Tire pressure monitoring system
US5314457A (en) 1993-04-08 1994-05-24 Jeutter Dean C Regenerative electrical
US5462880A (en) 1993-09-13 1995-10-31 Optical Sensors Incorporated Ratiometric fluorescence method to measure oxygen
US5571148A (en) * 1994-08-10 1996-11-05 Loeb; Gerald E. Implantable multichannel stimulator
US5630836A (en) 1995-01-19 1997-05-20 Vascor, Inc. Transcutaneous energy and information transmission apparatus
US5517313A (en) * 1995-02-21 1996-05-14 Colvin, Jr.; Arthur E. Fluorescent optical sensor
NL1000369C2 (en) 1995-05-16 1996-11-19 Idento Electronics Bv Measuring device for wirelessly measuring temperatures.
US5833603A (en) * 1996-03-13 1998-11-10 Lipomatrix, Inc. Implantable biosensing transponder
US5735887A (en) 1996-12-10 1998-04-07 Exonix Corporation Closed-loop, RF-coupled implanted medical device
GB2335496B (en) * 1998-03-20 2000-06-07 David Eglise Sensing devices & systems
US6175752B1 (en) * 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
JP2000005136A (en) * 1998-06-26 2000-01-11 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Temperature measuring device and implant
TW495608B (en) * 1998-08-26 2002-07-21 Sensors For Med & Science Inc Optical-based sensing devices
US6201980B1 (en) * 1998-10-05 2001-03-13 The Regents Of The University Of California Implantable medical sensor system
JP3962250B2 (en) * 2001-08-29 2007-08-22 株式会社レアメタル Vivo information detection system and tag devices used in this relay device
JP4050974B2 (en) * 2002-10-17 2008-02-20 株式会社エスアールエル Wireless sensor

Also Published As

Publication number Publication date
CN1440253A (en) 2003-09-03
DK2103250T3 (en) 2015-08-24
EP2103250B1 (en) 2015-08-05
TW581670B (en) 2004-04-01
MXPA03000138A (en) 2003-06-17
EP2103250A1 (en) 2009-09-23
BR0112049A (en) 2003-06-17
JP2012143616A (en) 2012-08-02
KR100979434B1 (en) 2010-09-02
JP5033295B2 (en) 2012-09-26
KR20030066335A (en) 2003-08-09
KR100911887B1 (en) 2009-08-11
JP5832571B2 (en) 2015-12-16
CA2413758C (en) 2011-04-05
CA2413758A1 (en) 2002-01-10
HK1135010A1 (en) 2016-05-20
AU1674702A (en) 2002-01-14
JP2014131761A (en) 2014-07-17
WO2002002005A1 (en) 2002-01-10
KR20090045954A (en) 2009-05-08
JP2004502252A (en) 2004-01-22
US6400974B1 (en) 2002-06-04
CN100369577C (en) 2008-02-20
EP1294276A1 (en) 2003-03-26
AU2002216747B2 (en) 2005-06-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Pogue et al. Fiber-optic bundle design for quantitative fluorescence measurement from tissue
CA2147639C (en) Method and apparatus for analytical determination of glucose in a biological matrix
ES2251791T3 (en) Fluorometer for immunoassays.
US4908516A (en) Apparatus and process for checking the authenticity of an article having a magnetic storage information means
US5672515A (en) Simultaneous dual excitation/single emission fluorescent sensing method for PH and pCO2
EP0637742B1 (en) Apparatus and method for measuring the concentration of glucose with light scattering
JP3270468B2 (en) Apparatus for measuring blood parameters
US6488704B1 (en) Implantable particle measuring apparatus
EP1582598A1 (en) Optoelectronic rapid diagnostic test system
US4243883A (en) Blood hematocrit monitoring system
US6018674A (en) Fast-turnoff photodiodes with switched-gain preamplifiers in photoplethysmographic measurement instruments
EP0404562A2 (en) Method of and apparatus for determining the similarity of a biological analyte from a model constructed from known biological fluids
Peterson et al. Fiber-optic sensors for biomedical applications
US6045502A (en) Analyzing system with disposable calibration device
US5378432A (en) Optical fiber pH microsensor and method of manufacture
JP3594534B2 (en) Apparatus for detecting a substance
AU2012288554B2 (en) Reader device for luminescent immunoassays
EP0402030B1 (en) Apparatus for detecting fluorescence of a luminescent material
US5792049A (en) Spectroscopic system with disposable calibration device
JP3181066B2 (en) Method of detecting fluorescence by emitting material
US20020133080A1 (en) Layered calibration standard for tissue sampling
EP2556889B1 (en) Biosensor having identification information and apparatus for reading identification information of biosensor
US6256522B1 (en) Sensors for continuous monitoring of biochemicals and related method
EP1454129B1 (en) High performance fluorescent optical sensor
US5626134A (en) Method and apparatus for the measurement of analyte concentration levels by the steady-state determination of fluorescence lifetime

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20120507

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20120507

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20130910

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20131205

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20131210

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20140307

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20140513

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20140609

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5561876

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250